JP2002513302A

JP2002513302A - Microporous tubular prosthesis

Info

Publication number: JP2002513302A
Application number: JP52392198A
Authority: JP
Inventors: マクドナルド、エドワード、エー．; ヘンソン、マイケル; ヤング、ジョー、ダブリュー．; ローゼンブラス、ロバート; ブレネマン、ロドニー
Original assignee: ラディアンスメディカルシステムズインコーポレイテッド
Priority date: 1996-11-21
Filing date: 1997-11-21
Publication date: 2002-05-08
Also published as: EP1006941A1; AU5452098A; US6090136A; WO1998022045A1

Abstract

(57)【要約】長手軸回りに可撓性シート（１１）を巻くことにより形成される管状人工器官を開示する。好ましくは、人工器官（１０）は巻きシート（１１）の半径外側方向のスプリングバイアスによって自動拡張可能である。該シート（１１）の少なくとも一部には、人工器官の物理的及び（又は）生物学的特性に作用するようにコーティングを施してもよい。 Abstract: A tubular prosthesis formed by rolling a flexible sheet (11) about a longitudinal axis is disclosed. Preferably, the prosthesis (10) is self-expandable by a radially outward spring bias of the rolled sheet (11). At least a portion of the sheet (11) may be coated to affect the physical and / or biological properties of the prosthesis.

Description

【発明の詳細な説明】微小孔管状人工器官発明の分野本発明は、人体の血管の動脈瘤、欠陥又は損傷の部位に、つぶれたロールの状態で進まされ、その部位を横切って拡張、又は自動的に拡張することを許されるように適応される、被覆された又は覆われた管内のステント及び移植片に関する。発明の背景血液の凝固に関してはかなりの研究がなされており、この分野に関して入手できる優れた文献は多い。血液凝固を誘発する多くの要因のうち、血流中の異物の存在はよく認識されているものである。ステントのような血流中の金属物体は、化学的／物理的構成のため及び/又は血流の物理的破裂のため、凝固を誘発する。これら２つの要因のうち、どちらが凝固に最も影響を及ぼすかを決定することは困難である。ステントを移植する前及び移植後の期間、コーマディン（coumad in）及びアスピリンのような種々の抗トロンゲン薬を投薬された患者への、金属ステントの移植に関連する最近の臨床研究は、ステント移植後の２週間から４週間の臨界期の間、望ましくない凝固を制御することは、適度に容易である、と示している。それでも、この期間の凝固は、医師にとっても製造業者にとっても同様に大きな関心事である。従って、この市場は、これらの器具が血液の正常な生理に与える影響を最小限に抑えるという、より低姿勢で、よりトロンゲン形式でない製品及び/又は移植技術に向かわされているように思われる。ステント移植に関連するその他の研究は、動脈壁に金属ステント材料を設置することが、動脈壁の内層の成長を誘発し、ステントの表面にネオインティマ（ne ointima）を形成させうること、と示している。金属ステント表面でのネオインティマの成長は、２つの機能を果たす。第一の機能は、血流の経路を滑らかにする役割をし、それによって乱流量を減少させる。第二の機能は、金属を血液との接触から隔離するのを助け、ステントと血液との化学的相互作用を減少させることができる。この現象の凝固減少効果が組み合わされたことは、ネオインティマが形成された後に、適切に設置されたステントのトロンボゲン可能性に関する医師の心配を軽減させるのに役立ってきた。上述凝固の要因を知って、一部のバルーン拡張可能ステント（ＢＥＳ）の製造者は、ストラット（支柱）の厚さを減少させたステントを開発した。しかし、製造されたステントのストラットが薄過ぎたら、血管の支持足場としての効力を失うだろう。従って、ほとんどのＢＥＳステントは今なお、かなり厚いストラット横断面積を有している。大きな横断面積の影響を最小限に抑えるために、ステントを比較的高圧で移植することがよく行われている。このことは、ユーザに対する２つの問題を解決する。このことは、ステントを血管壁内に埋め込む助けとなり、スタントに誘発される乱流の多くを軽減又は除去する。このことは又、「跳ね返り」又は「反動」と称される現象を克服する助けとなる。跳ね返りとば変形された金属の、弾性特性である。金属は、変形されていない状態に戻りたい。たいていのＢＥＳ器具において、このことがステントを、拡張した直径から２０パーセントまで縮小させている。残念ながら、ステントを血管壁まで深く移植する方法は、しばしば血管壁に多くの裂傷又は切開を引き起こす。これらの裂傷の中には、血流に突出するフラップを引き起こしうるものもある。加えて、拡張したときＢＥＳストラットの小さな表面面積は（ステントが覆うのは血管壁の２０％未満）、血管の内層の比較的小さな面積にステントの拡張力を集中させる。この集中した応力は、ステントストラットの部位での血管の炎症を引き起こしうる。裂傷又はフラップは血液の流れに乱流を引き起こしうるし、しかも血管壁の炎症と相俟って、血管の再狭窄という結果となる他の複雑な要素を増加させうる。これは、ステントを配置することによってユーザが防止しようとしている、問題そのものなのである。上述で説明されたように、現在使用されている末梢ステントのほとんどはステントストラット同士の間に多数の大きなオープンスペース（未使用の場所）を有している。これらのオープンスペースは、血液に導管を提供して損傷を受けた領域の内膜肥厚を誘引するが、ステントの開いているマトリックスをちょうど介して形成される増殖が伴う。損傷を受けた領域を血流から隔離するために、数人の医師が、移植の前にステントの外側に適切な移植片材料を配置して、ステント移植片を生成する、技術を開発した。典型的には、移植材料は、当業者が血管修復技術において一般的に用いる大きさ及び厚さ（２２０ｃｃ／ｃｍ²／ｍｉｎ又はそれ以下の気孔率を有する、０．０１０インチの壁厚、及び修復される損傷の大きさによって決定される長さ及び直径）のダクロン（Ｄａｃｒｏｎ）又はｅＰＴＦＥの既存の管形状である。この技術は動脈壁を血流から隔離するユーザの能力を増大させたが、この技術は又、ネオインティマが成長して移植片及びステント材料より大きくなる能力をも低減または除去した。加えて、この技術は更に、ステントを動脈壁に埋め込む医師の能力を低減させることによって、ステントのプロファイルを増大させる。この技術は実際には、特に血流速度が減少される細い血管において、ステントの外側での移植片材料の使用に関連する、乱流に誘発されるトロンゲン問題を悪化させることがある。従って、直径が小さいことがある及び/又は血管の曲がった部分に沿って延出することがある、血管部位を治療する能力だけでなく、ネオインティマ組織の内殖を許す十分な半径方向強度及び構成を有する、ステント設計の必要性が残っている。加えて、容易に移植でき、集中した応力を血管壁に及ぼさせず、柔軟で血管の曲がった部分をたどって進め、開存性を維持するのに十分な支持を供与する、移植片の必要性が残っている。発明の概要本発明の一つの態様によると、血管移植片の長さに沿って中間支持具を提供する方法が提供される。この方法は、複数の自己拡張支持具を有する支持具送り出しカテーテルを提供するステップを含む。この支持具送り出しカテーテルは、血管移植片の遠位部内に配置される。第一支持具は血管移植片の遠位部内に配分される。カテーテルはその後、近位に引っ込められ、そして少なくとも第二及び第三自己拡張支持具は第一支持具に相対して近位の方向に、軸方向に間を置いて、移植片内に配分される。本発明のもう一つの態様によると、管腔内に複数の自己拡張ステントを挿入する方法が提供される。この方法は、少なくともその遠位部に軸方向にくまなく延出するステント管腔を持つ細長い可撓性の管状展開カテーテルを提供するステップを含む。軸方向に移動可能なステント展開柱は、少なくともステント管腔の近位部内に位置される。カテーテルは、治療部位まで血管を介して管腔を超えて進められる。カテーテルはその後、管腔内に第一ステントを展開するために展開柱に対して軸方向に近位に引っ込められる。カテーテルはその後、再配置され、管腔内に少なくとも第二ステントを展開するために展開柱に対して軸方向に近位に引っ込められる。本発明の更にもう一つの態様によると、管状人工器具が提供される。人工器具は、第一端部及び第二端部を有する可撓性シートであって、第一端部が管の内側に配置され第二端部が管の外側に配置されるように管状に巻かれるシートを含む。第一遷移領域は、第一端部近くのシート上に提供される。好ましくは、第二遷移領域は第二端部近くのシート上に位置される。第一遷移領域は、シートの内側の端部が人工器具が人体の管腔に移植されたとき管壁に略一致するように、第一端部の方向に増大する可撓性を有している。好ましくは、第二遷移領域は、管の外側の、シートの二番目の端部が人工器具が人体の管腔に移植されたとき管状の人工器具の円柱壁に略一致するように、第二端部の方向に増大する可撓性を有している。好ましくは、シートは更に、第一遷移領域と第二遷移領域との間の比較的一定な可撓性の中間領域を含む。本発明のもう一つの態様によると、巻かれたシートタイプの管状人工器具における中心管腔を最適化する方法が提供される。この方法は、少なくともその上に第一可撓性領域及び第二可撓性領域を有する可撓性シートであって、第二可撓性シートがシートの端に隣接する可撓性シートを提供するステップを含む。このシートは、端が管の内面上に配置されるように、巻かれて内面を有する管にされる。第二可撓性領域は、管の隣接する面に一致することを許され、それによって管状人工器具の中心管腔を最適化する。本発明の更にもう一つの態様によると、巻かれて管状人工器具にされるためのもののような、可撓性シートが提供される。シートは、少なくともその上の一部分に被覆がされている。一つの実施の形態において、シートの一つの端部は被覆されている。シートは、被覆された部分が中心管腔の内壁を画定するように、管に巻かれる。もう一つの実施の形態において、シートは、被覆された部分が血管壁を縮小するためもののような管体の外壁を画定するように、巻かれて管にされる。被覆は微小孔のような、種々の物理的特性のいづれかを備えていてもよい。本発明のこれらの及びその他の利点及び特徴は、下記に挙げる、発明の好適な実施の形態の詳細な説明から明らかになるであろう。図面の簡単な説明図１は、本発明に従うステント、及び人体の管腔における所望の部位でつぶれたロール状態でステントを配置する配置システムの一つの例示的な形状の遠位端の、部分斜視図である。図２は、お互いに相補的な角度で配向される細長い穿孔を含む、シートの第一、第二、及び第三領域の一対の対称配向を示す、本発明のステントがそれより形成される一つのシートパターンの平面図である。図３は、巻かれて管状人工器具にされている図２のシートの略図である。図４は、穿孔の重なる領域を有する重なり層を形成するために、管体に巻き上げられた図２のシートの拡大斜視図である。図５は、間隔が置かれ、連続した、側壁を貫く穿孔を提供するために、第一、第二、及び第三穿孔領域において穿孔の位置合わせを説明する、お互いに重なるように巻き上げられた図２のシートの三層の側壁断面の部分拡大斜視図である。図６は、本発明の一つの実施の形態に従うスロットの寸法を示す、図２のシートの一部の拡大図である。図７は、本発明のもう一つの態様に従う、複数のステント展開器具の側面略図である。図７ａは、図７の線７ａ−７ａに沿った断面図である。図８は、曲がった血管内に移植された複数の本発明のステントの略図である。図９は、本発明のもう一つの態様に従う、ステント移植片展開器具の側面略図である。図１０は、図９の展開器具の遠位部の斜視図である。図１１は、代りとなるステント移植片展開器具の遠位端部を貫く断面図である。図１２は、人体の血管内の移植片内に配置されている複数の管状支持具を示す、断面概略図である。図１３は、その上に複数の近位及び遠位固定具を有する、発明の巻かれていない管状支持具を図示する。図１４は、管状支持具の形状に巻き上げられた図１３のシートの斜視図である。図１５は、管状人工器具に構成するための、巻かれていないシートの略図である。図１６は、巻かれていないシートの、他の実施の形態の略図である。図１７は、変更した末端部を有する、本発明に従うシートの略図である。図１８は、図１７に図示されたシートの末端部の一つの拡大図である。図１９は、変更されたシート端部の、他の実施の形態である。図面は必ずしも正確な縮尺率で書かれたものではない。好ましい実施形態の詳細な説明本発明は、管腔内部で動脈瘤、欠損又は損傷をブリッジングするか、又は血管形成又は他の血管管腔部を広げるための処置に伴った再狭窄症による狭窄機能障害の部位における血管管腔を支持及び維持する、管状移植片の背景についての態様において説明される。血管の管腔部の開通性を維持するために、本発明が全ての型のプロテーゼに組み込まれることができ、また、表現、「体内管腔」、は全てのこのような管腔部を含むことが理解されるであろう。図１に移行し、ここで、本発明の好ましい実施形態に従って構成されるプロテーゼ１０が、所望の体内の部位において、ステント１０を管腔内部に挿入及び取外しするために用いられる典型的なステント配置システム１００に関連して示される。代替的な展開システムと、有用な展開方法が、米国特許第５，４０５，３７９号、第５，３０６，２９４号及び第５，３３６，４７３号に開示され、その開示は本明細書に参照として取り入れられる。ステント１０は、収縮された状態にあり、管状挿入カテーテル１０４の遠位端１０２から一部が展開されている。示される挿入カテーテル１０４は、ロール状に巻かれた際に、ステント１０の外径と実質的に同等の内径を有する。カテーテル１０４は、中央コア、すなわちプッシャ１０６を取外し可能に受けるよう、軸方向にカテーテル１０４を通って延出する少なくとも１つの延長した管腔と共に設けられる。示される実施形態において、プッシャ１０６は、カテーテル１０４の内径よりも小さな外径を有する延長し、可撓性の管状エレメントを有する。従って、プッシャ１０６は、その遠位端に止め金１０８を備え、少なくとも１つのプロテーゼ１０をカテーテル１０４から遠位端方向に効率的に押出すことを可能にする。使用中、プッシャ１０６は、一般に軸方向の一定の位置に保持され、以下に論じられるように、カテーテルは、プロテーゼ１０を展開するために近位で引き抜かれる。カテーテル１０４は、ガイドワイヤ１１０を覆って挿入されるように調節されるのが好ましく、ガイドワイヤ１１０はコイル状のプロテーゼ１０とプッシャエレメント１０８内の管腔部を通って軸方向にスライド可能に収容される。図１に示されるように、プロテーゼすなわちステント１０は、シート１１によって形成され、これは、シート１１の複数の重なり合った層の管状本体１３となるように巻かれる。従って、管状本体１３は、巻かれたシート１１の複数層によって形成される側壁、ガイドワイヤ１１０周囲の内部管腔、及び管状本体の近位端と遠位端との間を挿入カテーテル１０４の長手方向に延出する軸方向長を有する。管状本体の近位端は止め金１０８に対して突出し、管状本体の遠位端は、通常カテーテル１０４の遠位端１０２付近に配置される。ガイドワイヤ１１０は、内部にステント１０を備える外部挿入カテーテル１０４の遠位端１０２の体内管腔部位への挿入を誘導し、先に参照され、それらの全容が本明細書に取り入れられた特許第’２９４号及び第’４７３号に全般的に教示される方法でステント１０を展開する。縮小された管状本体１３の移植直径は、カテーテル１０４の内径によって定められる。特許第’２９４号に開示されるような配置システム１００の代替的な実施形態において、外部シース１０４は用いられず、が前に取り入れられた特許第 ’２９４号に開示される方法で全て取り除かれるまで、巻かれたロール状のシート１１を抑止するために帯（コード）（図１に図示されず）が用いられる。示される配置システム１００を用いた取付方法に従って、心軸（図示されず）の周囲にシート１１を巻きつけることなどにより、孔あけされたシート１１が巻き揚げられ、管状ステント１３となる。ロール状の管状本体１３は、続いて、製造の地点、又は臨床現場のいずれかにおいて、挿入カテーテル１０４の遠位端１０２に装填される。半径方向に外側に向けられた管状本体１３のバイアスは、以下に詳細が論じられるように、カテーテル１０４の内部壁に対して半径方向に外側に向かって管状の本体１３を押しつけ、それにより、カテーテル１０４内の定位置に管状本体１３を保持させる。その後、挿入カテーテル１０４及びステント１０は、ガイドワイヤ１１０を覆って挿入され、巻かれたロール状に抑止される管状本体１３と共に、必要とされる体内管腔の部位に管腔を貫通して進められる。この位置において、プッシャ１０６は、カテーテル１０４に関して末端（遠位）方向に進められ、カテーテル１０４の遠位端開口部の外部にステント１０を押出す。カテーテル１０４は、プッシャ１０６が血管内に固定されて保持されると共に、近位で引き抜かれるのが好ましい。押出された管状本体１３は、直径を自己拡張し、その拡張されたロール状の状態は、その部位の体内管腔の直径により、大きさを抑制される。図１の配置システム１００及び上述の配置方法は、本発明の改良されたステント１０によって与えられることができる、ステント１０を巻き込み、その挿入及び放出に作用するためのシステム及び方法の一例を提供する。当業者には明白であろうように、本開示を考慮してあらゆる種類の代替的展開システムが、更に用いられることができる。更に、本発明のステントシートの孔あけのパターンは、自己拡張せず、拡張機構によってその部位において拡張されるステントに組み込まれてもよい。このような場合、ロール状に拡張されたステントは、残りの図に示されるように、その側壁に尚も多層のシートを有する。図１〜３に戻り、管状本体１３は、側壁及び中央管腔を形成するために、複数の層に巻かれた生体適合性材料のシート１１によって形成される。従って、管状本体１３は、ステント１０の長手方向及び長手方向軸の横断方向に巻き取られたシート１１の複数の弓状の隣接層を提供する。シート１１は、例えば、先に組み込まれた特許第’２９４号に述べられるように、巻かれた層を広げてステント管腔部を拡張させることができる固有の弾性及びばね力を所有する。例示される好ましい実施形態の血管内で完全に拡張されたロール状態では、スプリング力のもとで互いに支持しあう１１／２層〜４層又はそれ以上の完全に重なり合う層がある。一般に、移植、拡張された形態における重なり合う層又は断片的な層（一部が重なり合う層）の最適数は、本明細書の他の部分で論じられるように、様々な要因に依存する。例えば、動脈から半径方向に内側に向けられる圧力下で、圧潰に耐えるために十分な重なり合う表面の面積が必要とされる。シートの厚み、ばね力、静止摩擦の率に対する様々な被覆の影響が、圧潰に耐えるために必要とされる重なり合った部分の最低面積に影響を及ぼし得る。過度に重なり合う層（例えば、３層又は４層又は５層又はそれ以上）は、強化された半径方向の強度を提供するが、当初の展開後のステントの拡張又は一定サイズの作成のためのバルーンの利用を妨げうる。展開後の拡張が要求される用途には、比較的少数の層が好ましい。従って、配置後の拡張が意図されるステントには、１／２層、又は１層、又は１１／２層、又は２層、又は更に２１／２層といった重なり合う部分が所望され得る。最適に重なり合った部分に作用する更なる考慮事項が、本明細書の他の部分で開示される。一般に、目標とされる動脈の大きさを得るための、移植の意図されるあらゆる直径、シートの厚み、及び表面材料の重なり合った部分の最適層数は、本明細書の開示の見解において、当業者により、日常の実験作業を介して容易に決定されることができる。図２に移り、ここでは、本発明の好ましい実施形態において用いられる孔あけのパターンを示し、巻き込まれたシート１１の多層を貫通して延在する開口部がロール状に拡張して管状本体１３を形成することを確証するために、シート１１が平にならされて示される。シート１１は、シート１１が長手方向において巻き込まれる際、複数の重なり合った層を提供するシートの長さＳＬと、管状本体１３の軸方向の長さに対応するシート幅ＳＷを有する。ある３cmの態様におけるシートの幅SWと長さSLは、それぞれ約30.0mmと116．0mmで、約30.0mmの長さの管状本体をもたらす。シート１１は、例えば、厚さ約0.0015インチ（約0.038mm）の金属薄片である、エルジレイ(Elgilay)などの生体適合性の金属合金によって形成されてもよい。 SL116mmと厚さ約0.0015インチを有するシート１１は、内径約3.9mmの挿入シース管腔内に嵌合し、内径約1.3mmを有する巻き揚げられたロール状に巻かれ、ここで、管状部材の側壁の層数は１８層に近づく。部位で解放された際、管状部材１３の外径は、12mm〜18mmに拡張され、それぞれが、管状部材１３の側壁を形成する３〜２層の層をもたらす。一般に、管状本体１３の長さ（通常シート１１のシート幅に等しい）は、意図される利用環境におけるプロテーゼの性能を最適化するように選択される。例えば、プロテーゼが、管状の腹部大動脈動脈瘤を処置するための移植片として用いられることが意図される用途において、シートの幅は、一般に、約７５mm〜約20 0mmの範囲内であろう。シートの幅は、処置される動脈瘤又は他の患部の長さよりも長い軸方向長を有する移植片を提供するよう、選択される。移植片の各近位端及び遠位端は、少なくとも１０mmの距離を健全な血管に重なり合うのが好ましい。移植片の端部の固定及び留めを最適化し、新たな内膜を成長させるために、１５mm又はそれ以上といった、比較的長く重なり合う部分が、大動脈のまっすぐな部分に必要とされ得る。示されるシート１１は、それぞれに図２に見られるように、シートの長さSLに沿って離間され、第１及び第２のミラーイメージの２等片における第１、第２、第３の位置に配置された、複数の孔あけゾーン３０、３２、３４及び３０’、３２’、及び３４’を備える。事実上、孔あけゾーン３０、３２、及び３４は、それぞれ、第１の等片４０の第１の列において第１、第２及び第３の細長片の部分に配置され、孔あけゾーン３０’、３２’及び３４’は、それぞれ、第２の等片４０’の第２の列において第１、第２及び第３の細長片の部分に配置される。複数の長尺状のせん孔２８（図６に示される）は、一般に、長尺状の孔あけゾーン３０、３２、３４、３０’、３２’及び３４’の各々に形成される。従って、図２の平行する内部のラインの群の各ラインは、図６に拡大された方式で示されるラインのような、端から端への孔あけの一列を表す。第１のせん孔ゾーン３０、３０’は、シート１１の長手方向の軸に平行し、名目上０°として指定される第１の方向５０に、互いに平行して延長する第１の複数の長尺状のせん孔２８によって、それぞれに形成される。第２のせん孔ゾーン３２及び３２’は、第２の方向５２及び第３の方向５４において、それぞれ、長手方向軸（０°方向５０）に対して＋４５°及び−４５°に延在する第２の複数の長尺状のせん孔２８によって、それぞれに形成される。第３のせん孔ゾーン３４及び３４’は、それぞれ、方向５４及び５２に互いに９０°の角度に延在する第２の複数の長尺状のせん孔２８によって形成される。この方式において、隣接するせん孔ゾーン３２、３２’及び３４、３４’におけるせん孔２８は、互いに９０°の角度で、せん孔方向５２及び５４から発生し、圧潰されたロール状に巻きこまれた際又はプロテーゼが拡張されたロール状に拡げられた際にシート１１をよじれさせる傾向にあるバイアス力を均等にする。長尺状のせん孔の長手方向軸が全般的に長手方向軸をはさんで対称的である（対向する）限り、９０°以外の他の角度も、ロールバイアスを相殺するために用いられてよい。示される実施形態において、第１及び第２の２等片４０、４０’の各３つの長尺状のせん孔ゾーン３０、３２、３４及び３０’、３２’、３４’は同等の大きさである。各せん孔ゾーンの幅は、シート幅SWの２分の１よりもわずかに狭く、シート材料のへり及び中央帯のための余裕を備える。シートの長さSLに沿った各せん孔ゾーンの長さは、実質的に同様で、この場合、拡張されたロール状で実質的に３層の重なり合う層を有する管状本体をもたらすよう選択されるか又はこれを目標とする状況に実質的に対応するように選択される。第１及び第２の２等片４０、４０’のせん孔ゾーン３０、３２、３４及び３０ ’、３２’、３４’は、約1.2又は1.3mmの幅を有し、シート１１のエッジの周囲全体に延長するエッジのへり帯４４の内側に形成される。同様に、各等片４０及び４０’において隣接するせん孔ゾーンは、約1.2mm〜1.3mmの幅を有する側部へり帯４５によって互いに分離される。ほぼ同幅の中央へりのライン領域４６がシート１１の中央を縦方向に延在し、長手方向に延長する第１及び第２の２等片４０及び４０’にシート１１を分割する。この方法において、せん孔ゾーンの間のへり帯は、最小化され、第１、第２及び第３のゾーンの第１及び第２のペアが、実質的にシート１１全体を占有するのが好ましい。しかしながら、へり帯は、各ゾーンの長尺状のせん孔が、互いの領域に侵入するか又はシート１１のエッジに到達することを阻止し、シート１１の一体性を保護する。図６に移り、各ゾーンの複数の長尺状のせん孔２８のセグメントのあるせん孔パターンが拡大された詳細図で示される。それぞれの長尺状のせん孔２８は、せん孔長PL約１〜３mm、せん孔幅PW0.10mm〜0.50mmであるのが好ましい。隣接するせん孔２８の間の端と端の分離３６及び側部と側部の分離３８は、両方の場合において約0.2〜0.5mmであるのが好ましい。せん孔２８は、図２に示される各せん孔ゾーンにおける方向５０、５２及び５４に平行する。図４及び５に移り、例示される実施形態のステント１０が、可能性のある拡張されたロール状態のうちの１つが示され、ここで、シート１１は、シート長方向 SLに、管状本体１３の側壁５８を形成する３層に巻き込まれたシートの層に巻かれる。その結果、第１の等片４０の第１のせん孔ゾーン３０、３２、及び３４及び第２の等片４０’の３０’、３２’、３４’は、側壁５８の周囲全体でない場合、互いのほとんどのゾーンと重なり合う。重なり合ったゾーン３０’、３２’ 及び３４’のせん孔２８の一部が、図４及び５において更に示され、例えば、側壁５８を通って延在する開口部６０としてなど、開口部の形成及び維持を示す。各重なり合ったゾーン３０’、３２’、３４’及び３０、３２、３４におけるせん孔２８の位置合わせにより、側壁を貫通して延在するこのような複数の離間された開口部が設けられる。せん孔２８に上記の面積及び空間が与えられる際、各開口部６０の大きさは、せん孔幅PWよりも大きくない。開口部６０の間のシート長SL方向及びシート幅SW方向のスペーシングは、血管管腔に嵌合するためにシート１１が拡張されたロール状に拡げられる際に形成される層の数に依存する。離間された開口部６０は、各重なり合ったゾーンにおける長尺状のせん孔２８の第１の方向５０の、第２、第３の方向５２及び５４との補足的な相互作用によって形成される。図４及び５から明白であるように、シート長方向SL及びシート幅方向SWにおけるゾーンの位置合わせは、開口部６０の形成には重要でない。内部層の＋４５°及び−４５°方向５２及び５４に延在されるせん孔２８の最上層のＯ°方向５０（に延在されるせん孔２８）との相互作用によって尚も開口部６０を形成させるため、巻かれた管状本体１３の側方への移動又はねじれに耐えることが可能である。よじれの傾向は、各ゾーンのせん孔２８を図２に示されるミラーイメージ方式で一定方向に向けることにより減少するが、些少程度は起こり得る。図４及び５は、３層の重なり合う層によって形成される管上本体１３を示すが、より大きな又は小さな血管管腔の直径に適応するために、管状本体の直径は、拡大又は縮小され、それにより、重なり合った層の層数をそれぞれに増加又は減少させることができることが理解されるであろう。直径が拡大され、管状本体１３が（少なくとも一部で）２層の重なり合った層によって形成される際、開口部６０は、図４及び５に示される開口部６０よりも近接した間隔で配置され、該開口部よりもいくらか小さくなければならない。３層以上の重なり合った層が少なくとも一部で形成される点に直径が縮小される際、開口部６０は、更に離間され、大きさがいくらか大きくなり得る。これに関し、上述され、図に示されたステントの好ましい実施形態は、その拡張されたロール状において１．５層、１．７５層、２層、３層、４層又は５層又はそれ以上、並びにその間のあらゆる有理数の重なり合った層を有して管状本体１３が収容される直径を有する血管に用いられる大きさにされるのが好ましい。ステント１０の選択は、シート長SLと、特定の範囲の体内血管管腔部の直径に適合するよう調整されたせん孔ゾーン３０、３２、３４及び３０’、３２’、３４ ’の長さによって与えられうる。更に、このようなステントの選択は、体内血管における種々の長さの血管の欠損部をブリッジするために異なったシート幅SWを有してなされてもよい。医師は、特定の体内血管に適切な大きさにされたプロテーゼ１０を選択することができる。第２及び第３の方向５２及び５４は、それぞれに０°方向５０に対して＋４５ °及び−４５°であり、そのため、互いに９０°に延在する。シート１１が管状本体１３となるように巻かれる際、せん孔２８がそれぞれの角度で互いに重なり合って延在し、側壁の重なり合った層を貫通する好適な数の位置合わせされた開口部６０を備える限り、これらの角度は、様々に変更されることができる。示された好適な実施の形態において、穿孔ゾーンは、第１の半分４０の第１ゾーン３０、第２ゾーン３２及び第３ゾーン３４が中央ライン境界ゾーン４６により第２の半分４０’の第２ゾーン３０’、第１ゾーン３２’及び第３ゾーン３４ ’と隔てられるよう配置される。従って、第２ゾーン３２、３２’及び第３ゾーン３４、３４’の第２及び第３の方向５２、５４は長尺の孔２８の第２及び第３の方向５２、５４によってシート１１上に生じたツイストバイアスを補償するように中央ライン境界ゾーン４６を隔てて相互に隣接する。管状本体１３のサイズ壁を形成するこれらのゾーンの順序は最外層から最内層にかけて図２乃至図５に示された順序でなくてもよい。図示されているように、このようなあらゆる構成において、シート１１は第１の穿孔ゾーン３０、３１’が最外層ではなく最内層にあるようロールアップされてもよい。更に、各半分において実質上３つの層を提供するための好適な穿孔ゾーン数は３であるが、管状本体が拡張したロール状態において、管状本体に実質上２つまたはそれより多くの層を提供するため、各半分に２つのみまたは３つ以上のこのような穿孔ゾーンが提供されてもよい。拡張したロール状態において管状本体側壁に実質上４つの層を提供するため、各半分に４つの穿孔ゾーンを形成する場合においては、ともにシートの長さ方向に９０°延長した長尺の孔を有する１対の追加の並列した穿孔ゾーンが提供され得る。更に、前述した本発明のステントの好適な実施形態ではシートの第１及び第２の半分の一部に、中央ライン領域４６の両側に形成され、これによりシートの長さ（ＳＬ）に沿って並列した穿孔ゾーンを形成している穿孔ゾーンが提供されている。並列する穿孔ゾーンの追加の列がシート幅（ＳＷ）にわたり形成されてもよく、シート長さ（ＳＬ）が拡張することも考慮されている。各穿孔ゾーンにおける方向５０、５２及び５４（または、他の適切な方向）の選択は、上述の穿孔方向により生じたカールバイアスカを相殺するようになされなくてはならない。これにより、拡張したロール状態においてシートが捩れてシートの長さ方向または０°方向５０との位置合わせが解除される傾向が最小化される。シートは金属フォイルで形成されることが好ましいが、本発明は生体互換性のプラスチック材料または他の適切なシート金属を用いて実施されてもよい。本発明の人工器官は、血管中で動脈瘤を橋絡する移植片として使用されてもよく、また上で参照した特許’９０６の出願において記載したシステムにおいて使用されてもよい。本発明の人工器官は、半径方向の支持が望ましい或いは血液のチャネリングが望ましい他のあらゆる代わりとなる種々の用途に使用してもよい。動脈内壁の断裂の修復または解離性動脈瘤の修復が意図されている。本発明は、以下に示すバルーン血管形成による狭窄症における半径方向への拡張、レーザ切除、回転アテレクトミー(atherectomy)、または他の損傷修正技術におけるステントとして使用することもできる。前述のステント１０は自己拡張するものが好ましいが、バルーンカテーテルのように拡張メカニズムによって、折りたたまれたロール状態から拡張時に形成される管状本体の側壁を貫通する開口６０を提供するように、拡張したロール状態まで拡張する多層シートステントでは穿孔ゾーン及び相補的なパターンが用いられてもよいことが理解されるであろう。本発明の穿孔パターンは、結果としての開口６０を比較的数多く、またその中を通じて血液が著しく損失することを避けるのに十分小さいものとしている。本発明をある特定の孔形状及びパターンに関して記述してきたが、本明細書中に開示されるあらゆる実施形態に対し、あらゆる広範な孔サイズ、形状及び分布型を用いて本発明の機能上の特徴を達成することができる。一般的に、孔サイズ及びパターンは人工器官の側壁に、その中を通じて血液が著しく損失することを避けるのに十分に小さく、且つ内皮細胞の成長を促進するのに十分に大きい網孔を提供しようとするものでなくてはならない。「網孔」開口により、拡張時及び移植時の直径にロールアップされた際に、シートの２つ、３つ、４つ、５つまたはそれより多くの隣接した層の各々を通過するクリアまたは蛇行した通路を有する孔の有効断面が意味される。従って、例えば図５を参照すると、３つの隣接した層の各々における各スロットは幅約０．２ｍｍ、長さ約３ｍｍであってもよい。重畳した孔の長手軸の心のずれにより、側壁５８に設けられた網開口６０の直径は約０．２ｍｍ台となる。概して、網孔開口は約０．５ｍｍ未満、好適には約０．２５ｍｍ未満、更に好適には約０．１０ｍｍ未満のものが意図されている。ある用途では約０．０５ｍｍまたはそれより小さな網孔開口が好ましい場合もある。網孔開口及び孔の密度は、側壁を通じた血液及び血清の流れ速度が１２０ｍｍの水銀圧で約５０〜約３０００ｃｃ/ｃｍ²/秒の範囲内とすることが好ましい。漏れ速度は１２０ｍｍの水銀圧で約２００ｃｃ/ｃｍ²/秒、好適には約１００ｃｃ/ｃｍ²/秒以下であることがより好ましい。微小孔の実施形態において、円形またはほぼ円形の孔の孔断面はほぼ約０．０５インチ未満であり、多くは約０．０１インチ未満であり、所望のステント性能によっては約０．００１インチまたはそれ以下の大きさとなる。上に列挙した範囲よりもずっと大きい網孔の寸法も可能であるが、自然のメカニズムによって孔が密閉されるまでの時間が引き伸ばされる。このことは、孔の壁を通して過多に血液が損失されることが不都合な、血管の移植片としての使用を意図した用途には不都合であり得る。更に、網孔分布は、人工器官の壁に沿って内皮細胞の成長の連続的またはほぼ連続的な層を可能とするものであるべきである。現在のところ、内皮細胞成長は連続した金属表面に沿って約０．１２５インチより多くは移動しないと考えられている。上に詳述したように、孔の最小サイズはそれを通じて内皮細胞成長を可能とするのに十分でなくてはならない。このことは、当業者による日常実験を通じて設定することができる厳格な限界を設けてミクロン単位で測定された網断面を有する孔において達成され得る。従って、孔をあけたシートの１つのホールパターン及び分布パターンはレーザ穿孔、または平方センチメートル毎に数百、数千またはそれより多くの孔を穿孔するための他の技術の使用を伴うことができる。分布は、拡張した即ち移植されたときの直径において連続的なまたは蛇行する孔６０が隣接する壁の層を通過して延出する統計上の可能性がある限り、規則的であってもランダムであってもよく、上で述べてきたように約１/８インチまたは１/１０インチ以上離間されない距離でなされる。図２に示される孔構成及びパターン（他のパターン設計は特に図示しないが、発明の権利範囲に包含されている）の１つの利点は、あらゆる種々の移植されたときの直径を通じて適切な網孔サイズがロールされた、移植された、及び拡張された人工器官において達成される点である。同じステントまたは移植片があらゆる範囲の血管直径に使用可能であることが最も好ましいため、最適な孔パターン及び分布が、ステントが挿入の際の直径からあらゆる種々の移植された時の直径まで拡張することを可能とし、これが前述に従って網孔分布及び寸法を常に達成する。従って、本発明の人工器官は挿入時の直径からあらゆる種々の移植された時の直径まで拡張可能でありながら、一方で本発明の目的である内皮細胞成長を達成する。本明細書の開示内容にかんがみて当業者には認識されるように、主たる長手軸を有する孔ゾーンを利用する実施の形態では互いに対してあらゆる種々の向きを備えている。ある孔パターンの１つの結果は、仕上製品におけるロールバイアスの取入れである。ロールバイアスによって、ステントが挿入時の直径から移植されたときの直径に巻き戻される際に軸方向に螺旋状に巻き戻され、これによりステントの軸方向長さが伸長する傾向が意味される。ロールバイアスが不都合な用途においては、ロールバイアスの最小化を助けるために左側及び右側の鏡像パターンのような穿孔パターンが見受けられる。例えば、図２の多ゾーン実施形態における縦スロットの向きは長手軸から０° 、−４５°及び＋４５°であるが、シート全体を通じて縦スロットが同一の向きであってもよい。好適には、ロールバイアスを最小にするために、少なくとも１つのゾーンまたはゾーンのグループが第１のロールバイアスを生成するよう長手軸に対して−θの向きを有し、それに対応するゾーンまたはゾーンのグループが反対のロールバイアスを生成するよう＋θの向きを有する。θはシートの長手軸に対し約１０°〜約８０°、好適には約３０°〜約６０°、更に好適には約４０ °〜約５０°の範囲をとることができる。或いは、意図された拡張直径にあるとき仕上ステントの壁の網孔サイズ及び分布が上記の機能上の要求をみたすとすると、孔の１つまたはそれ以上のグループは楕円形または円形の孔、長尺の開口、または他の幾何学的構成を含む。孔は当業者には理解され得るあらゆる種々の方法で提供されることができる。例えば、エルジロイ(Elgiloy)のような物質のシート、または十分なスプリング力を有するあらゆる種々のステンレス鋼または他の生体互換性物質が提供される。次いでシートは、シートの厚さ、合金またはポリマーシートの物理的性質、並びに所望の孔直径及びパターンに応じてレーザエッチング、光エッチング、及び電子放射技術または他の手段を用いて穿孔される。本発明の一実施の形態では、孔は従来の光エッチング技術を用いて形成される。次いで、エッチングされたシートはロールアップされ、約２〜１/２ｃｍの制限管中に制限され、ほぼ９００ °Ｆまで約４時間加熱され、応力を除去される。一般的に、加熱応力除去ステップの間の制限管の直径が大きければそれだけ仕上げ人工器官におけるスプリング力は大きくなる。次いで加熱処理された人工器官はぴっちりと巻かれ、展開カテーテル内に設置されるか、臨床の場での次なる使用のために包装される。装填または包装の前に、管状人工器官に被覆がなされてもよい。本明細書の開示内容にかんがみて当業者には明らかであるように、ヘパリンなどの抗凝固剤、内皮細胞成長開始剤、マクロファージ炎症抑止剤、またはあらゆる種々の他の薬剤または被覆を用いることができる。本発明のもう一つの特徴は、移植された人工器官における非常に低いリーディングエッジプロファイルを提供することである。リーディングエッジプロファイル、即ち人工器官の壁の血流の方向からみた半径方向の厚さは、血流に不都合な乱流をもたらすと考えられている。例えば１つの従来の冠状動脈ステントのリーディングエッジプロファイルは０．００５５インチ台である。本発明の螺旋状に巻かれた構成では、壁の全厚さの関数として半径方向への圧縮に抗するための比較的高い半径方向の強度を提供する非常に薄いシート材料の使用が可能である。これにより血流の乱流は最小化される。例えば、本発明に従うと、３つの層が重なり合うようロールアップされると、壁の正味の厚さは０．００４５インチとなるシート厚さが約・００１５インチのステントは、壁の厚さがより大きい従来のロールされないステントまたは移植片の半径方向強度を上回る半径方向強度を有すると考えられる。一般に、半径方向の歪みは約５０〜約７６０ｍｍＨｇ全半径方向の圧力の範囲内で開始されることが好ましい。本発明の発明者は、０．００１インチ、好適には（移植された３層の人工器官においてリーディングエッジプロファイルを０．００１５インチ以下とするため）０．０００５インチ以下まで薄いシート厚さを意図している。本発明の代替の実施形態に従うと、リーディングエッジプロファイルは管状ステントの層の軸方向端部を互い違いに配置することにより減少させることができる。従って、ステントが血管内で通常の拡張した構成になるようロールアップされるると、各内側の巻かれた層は１つ前の層から僅かに差し込まれ、これによリ相互に上に積まれた幾つかの層の全前面ではなく血液インタフェースのための段階通路が形成される。このことは、本明細書の開示内容にかんがみて当業者には明らかであるように、幾つかの異なる方法で達成される。例えば、巻かれていないシート幅にテーパーをつけ、シートを正規の矩形でなくすることにより、巻かれた構成において段ステップを有するリーディングエッジプロファイルを生成することができる。或いは、シートは予め僅かに碗状構成にロールアップされることができ、これにより段階リーディングエッジプロファイルを達成することができる。従って、厚さ０．００１インチのシートで作られた３層のステントでは、リーディングエッジプロファイルは段階式でない構成における０．００３インチから３つの分離された０．００１インチの段まで小さくすることができる。各々の段は他の段から、臨床において望ましいように決定されるあらゆる量、例えば約０．００１インチから約０．１インチまたはそれ以上の範囲だけ軸方向に離間されることができる。ステントの特定の用途にかんがみて当業者により日常実験を通じて決定されるように、隣接する段の軸方向の動きは、乱流を最小化するリーディングエッジプロファイルを生成するように、しかし逆にステントの構造上の完全性（例えば、半径方向の強度）に影響を及ぼすことなく最適化される。加えて、本発明の管状人工器官は比較的均一なリーディングエッジを提供する。この他の多くのステント及び移植片は、人工器官の壁に切削され得るワイヤ構成またはダイヤモンドパターンの結果としてぎざぎざの、即ち角をつけたリーディングエッジを有する。均一なリーディングエッジはリーディングエッジ乱流の最小化を助けると考えられている。本発明の微小孔が特に上述した密度及び分布で与えられるとき、本発明の微小孔によって血流の乱流は最小化され、また人工器官の互換性は最適化される。ステントの内壁に沿った連続的な内皮細胞被覆の促進は、その促進がない場合と比べて、ステントが血液と周囲の細胞の生体互換性をより高めると考えられている。巻かれたフォイル設計のもう一つの利点は、それがステントの半径方向の力を血管の壁の大部分に均等に広げ、これにより内側板上で局在する応力を減少させ、従って応力に起因する炎症を減少させまたはなくすことができる点である。本出願で記載したものと同様のスロットパターンを有する、厚さ０．００２インチのニチノールで作られた１６ｍｍ×５１ｍｍの巻かれたフォイルステントを犬の大腿部の６ｍｍの動脈に３０日間移植し、これが事実上全く炎症を起こさないことが、本発明の発明者の指示に基づいた犬をモデルにした実験で実証されている（ＵＣＬＡ犬による研究＃９７０９７）。このことは、同様のモデルにおいて高圧で移植された場合血管壁に深刻な炎症を引き起こすバルーン拡張可能ステントに対し、対照をなすものである。従って、本発明に従うと、管状人工器官は血管壁と十分な接触領域を有し、移植されたステントからの半径方向の力を十分に分布させ、炎症を引き起こす反応を最小化する。一般的に、ステントは隣接する血管壁の約５０％以上の領域に接触する。ステントは隣接する血管壁の約６５％、８０％、またはそれ以上と接触することが好ましい。微小孔の実施形態の表面接触領域は本明細書の他の部分で開示している孔サイズに基づいて計算され得る。本発明の別の態様に従い、複数の管状支持体、即ちステントを、治療部位の長さに沿って連続して展開することによる、身体内腔内の部位の治療のための方法及び装置が提供される。このように、２つ以上のステントを、直接血管壁に対して、又は以下により詳細に述べるように管状移植片内に、次々と連続して配置することができる。本発明に従つた複数連続ステント法は、従来のステント技術に優った様々な利点を提供することができる。例えば、冠状動脈機能障害の多くは比較的短い（例えば１cm）ものであるが、他の血管の治療部位は５から10cm、或いはもっと長いことがある。従来のバルーン式拡張可能ステントは、通常、バルーンカテーテルごとに単一のステント又は単一の連節ステント用いて展開される。従って、複数ステント治療が望まれる部位では、通常、多数の別個のバルーンカテーテル挿入を用いなければならない。より長いステントは、所与の軸方向の処置の長さに対してステントの総数がより少ない結果となり得るのだが、長いステントは、くねくねした及び/又は狭い血管系を通して進めるのが困難又は不可能なことがある。たとえ長いステントを用いても、ステントの決まった長さが、臨床での判断を制約する。更に、殆ど又は全ての実際使われているステントのデザイン、又は連節ステントのセグメントは、一旦血管内で展開されて拡張されると、概ね直線の構成をとる傾向がある。従って、拡張されたステントは血管をまっすぐにする傾向があり、血管の曲がった部分に位置する機能障害のステントを妨げることがある。更に、比較的まっすぐな血管であっても、従来の拡張されたステントの直線の性質が、ステントの軸方向の端部と血管壁との間の接合部での損傷のリスクを生じる。従って、本発明に従い、複数の比較的短い管状ステントが血管の処置の長さに沿って次々と展開される。各ステントの軸方向の長さは、所望の臨床上の適用に応じて変更されてもよい。例えば、冠状動脈の適用では、複数のステントがそれぞれ約0.25cmから約２又は３cmまでの範囲内の、又はそれより長い、軸方向の長さを有してよい。ある適用例ではより短いステントが用いられるかもしれないが、少なくとも約１、及びしばしば２以上のアスペクト比を有するステントが望ましいであろう。アスペクト比は、直径が8mmの血管内に配置された軸方向の長さが16mmのステントが２から１のアスペクト比を示すように、拡張された構成の直径に対するステントの長さの比率である。本発明の態様に用いられるステントは、他の目的の中でもとりわけロールバイアスを最小化するための、本明細書に先に開示した種々の開口パターンを、必ずしも備えていなくてもよい。従って、ロールバイアスを最小化するために形成されていない管状ステントには、比較的より高いアスペクト比が望まれるかもしれない。一般に、単一の手順で治療部位に送られるステント数は、治療部位の長さと、個々のステントの長さと、臨床家によって選択される隣接するステント間の離間との関数であろう。一般に、後述するように、治療部位が血管の比較的曲がった部分にある場合は、ステントごとの軸方向の長さが比較的より短いことが望ましいかもしれない。図７を参照すると、本発明の態様に従った複数ステント展開カテーテル１２０の模式的な断面図が示されている。展開カテーテル１２０は、近位端部１２２、遠位端部１２４、及び長尺の可撓性管状本体１２８を有する。一般に、近位端部１２２には、カテーテル１２０を操作して、１つ以上の管状ステント１３０を制御可能に展開するための制御装置１２８が備えられている。ステントは明確化のために離間して示されているが、通常は供給カテーテル内で互いに軸方向に接触することになる。一般に、長尺の可撓性管状本体１２６は、約１mmから約８mmの範囲内の外径と、約0.67mmから約7.5mmの範囲内の内径を有する少なくとも１つの中心内腔１３２を有するであろう。管状本体１２６を製造するために、カテーテル構成技術で公知の任意の様々な従来の材料及び技術を用いることができる。一般に、冠状動脈の適用には、管状本体１２６は約135cmから約175cmの範囲内の軸方向の長さを有するであろう。周辺的な適用には、管状本体の長さは、経皮又は外科手術のアクセス部位と治療部位との間の距離によるであろう。例えば、大腿−膝窩の移植片の適用では、管状本体１２６の長さは概ね約50cmから約120cmの範囲内であり、外径は、大腿−膝窩の適用では約１mmから約４mmの範囲で、他の適用ではもっと大きいかもしれない。１つの、及び好ましくは２つ以上のステント１３０が、内腔１３２の遠位端部内に配置される。ステント１３０は、好ましくは、内腔１３２の内部では比較的小さい直径構成で維持されるが、カテーテルから解放されると半径方向に外側に拡張するような、“自己拡張型”である。ばねコイル、形状記憶金属（例えばニチノール(Nitinol)）を含む、当業者には明白な、任意の種々の公知の自己拡張ステントを用いることができる。しかしながら、好ましくは、巻かれた可撓性のシートタイプのステントが用いられよう。本発明の１つの実施の形態では、カテーテル１２０には、製造の際又は臨床現場でのいずれかで、患者の体内に配置される前に、所望の数のステント１３０が予め装填されている。例えば、患者に挿入される前に、２つ、３つ、４つ、５つ、６つ、７つ、８つ、９つ、又は１０以上の多くのステント１３０を、カテーテル１２０内に配置することができる。カテーテル１２０の１つの実施の形態では、ステント１３０は、内腔１３２の遠位端部の中に、近位方向に装填されている。所与のカテーテルデザインに対するステント１３０の総数は、供給に使用可能な所望のステント数（臨床家はカテーテル１２０内に装填されたステントを全ては使用しないことを選択するかもしれない）と、ステント１３０と内腔１３２の内壁との間の静止摩擦係数のような工学上の理由とに依拠する。比較的多数のステント１３０を搬送するように意図された実施の形態では、内腔１３２の内壁と各ステント１３０の外面に、テフロンやパラレン、又は他の当業者に公知のような、平滑なコーティングが施されるのが望ましいかもしれない。別の実施の形態では、内腔１３２は、カテーテル１２０の軸方向の全長に渡って実質的に均一な内径を有する。この実施の形態では、ステント１３０はカテーテル１２０の近位端部に“ブリーチ”装填できる。従って、１度に１つずつ又は１グループでのどちらかで、ステントを内腔１３２を遠位方向に通ってカテーテル１２０の遠位端部内の展開ゾーンへと前進させるのに、プッシャーを用いてもよい。カテーテル１２０のブリーチ装填デザインでは、カテーテルが患者の体内に残っている間に、カテーテル１２０の中に追加のステント１３０が装填されてもよい。この目的のために、プッシャーはカテーテルから近位方向に引き抜かれ、所望の追加のステントがカテーテルの近位端部の中に装填され、展開ゾーンへと遠位方向に進められてもよい。その時、カテーテルは臨床家によって正確に配置されており、追加の１つのステント又は複数のステントが所望のように展開されてもよい。遠位に装填されたステント、又は特に近位に装填されたステントの実施の形態のために、ステントと内腔１３２の内壁との間の摩擦の最小化を追求することが望ましいであろう。例えば、先に挙げたような平滑なコーティングを用いることができる。更に、ステントがカテーテルを軸方向に通って移動するにつれて、ステントを内腔３２内で回転させることが望ましいかもしれない。図７ａに示されている方向から、ステント１３０の回転は、好ましくは、ステント１３０の半径方向に最も外側のエッジが、内腔の内壁に対して引きずられるように、時計回りの方向で達成される。このようにすると、ステントの巻きがよりきつくなる傾向があり、ステントとカテーテルとの間の摩擦が低減される。回転は、コア１３６を回転し、プッシャー１３４をステントと摩擦的に係合させることによって達成できる。ステント１３０に回転を与えるための任意の種々の構成は、本明細書の開示を顧慮して、当業者がすぐに思い浮かべることができるものである。ステント１３０は、ステント１３０をカテーテル１２０の端部から出て遠位方向に進めるためのプッシャー１３４の遠位面のような展開面から遠位に配置される。一般に、プッシャー１３４は、カテーテルの長さに渡って近位方向に延びる管状本体１３６の中心コアのような、長尺の可撓性の軸方向に力を伝達する構造の遠位端部に接続されているか、又はそのような構造の遠位端部である。本明細書の開示を顧慮して、当業者に明白なように、カテーテル１２０に関する管状本体１３６の遠位方向の進行は、カテーテル１２９の遠位端部からステント１３０を展開する。好ましい展開方法では、カテーテル１２０とコア１３６との間の相対的な移動は、コア１３６を軸方向に固定された位置に保持し、ステント１３０が展開されるまでカテーテルを近位方向に引込むことによって達成される。従って、カテーテルの遠位端部ば、ステントを展開する前に、移植されたステントの遠位端部に対して望まれる位置に配置される。或いは、管状本体１３６は、ガイドワイヤ１３８と平行に走る管状ではないプッシュワイヤと置き換えられてもよい。管状の支持体１３６を用いる実施の形態では、ガイドワイヤ１３８は、好ましくは、管１３８内の中心内腔を軸方向に通り、プッシャー１３４を通り、ステント１３０を軸方向に通って走る。好ましくは、カテーテルの近位端部１２２は、ステント１３０を制御可能に展開するための制御装置１２８を備えている。好ましくは、制御装置１２８は、臨床家の直接の制御下で一度に１つのステントが展開されるような、ステント１３０の指示された展開のための構造を有する。例えば、制御装置１２８は、ラチェット構造１４４に連結されたレバーまたはトリガーのような、ハンドル１４０及びアクチュエーター１４２を有してもよい。トリガー１４２及びラチェット１４４は、トリガー１４２を１回引くと１つのステント１３０を展開するように、較正されてもよい。このようにして、臨床家は、一連の軸方向に隣接して展開されたステントを生じるために、カテーテル１２０を近位方向に引き抜きながら、ステント１３０を連続して展開できる。或いは、管状本体１３６に、カテーテル１２０の近位端部上で臨床家に見える、インデックス線のような複数の視覚的な印を備えることが可能である。臨床家は、ステント１３０を所望のように展開するために、プッシャー１３４を、カテーテル１２０の近位端部１２２に関して遠位方向に、手動で進めることができる。本明細書の開示を顧慮して、当業者に明白なように、任意の広範囲の様々な代替の展開制御構造をすぐにデザイン可能である。図８を参照すると、動脈１４６の曲がった部分に連続して展開された複数のステント１３０が示されている。所与の軸方向の長さの治療部位を処置するために用いられるステント１３０の数は、機能障害の形態及び他の見地に応じて、臨床家の判断に大きく委ねられるものである。例えば、約12cmから14cmの軸方向の長さを有する機能障害又は他の治療部位は、約0.1cmから1cmの範囲内のステント間の離間を有する2cmのステントを５つ用いて治療されてもよい。隣接するステント間の離間は、臨床家の判断によってかなり変えることができる。更に、本発明は、図８に示されている枝動脈１４８のような枝動脈が塞がれるのを防止するように、隣接するステントの離間を可能にする。図９を参照すると、内腔を通した移植手順に用いられ得るような、管状移植片及び展開カテーテル１６０の１つの実施の形態が開示されている。一般に、カテーテル１６０は、近位端部１６４及び遠位端部１６６を有する長尺の可撓性管状本体１６２を有する。近位端部１６４には、カテーテル１６０の機能性を顧慮して望まれるような、適切なコネクタを収容するマニホールド１６６が備えられている。例えば、アクセスポート１６９は、好ましくは、ガイドワイヤ１８２を受容するための技術で公知のように、カテーテル１６０と軸方向に揃えられている。アクセスポート１６９には、ステント１７２をカテーテル１６０の遠位端部１６６から展開するために操作されてもよい、ステント展開アクチュエーター１７８も備えられている。展開アクチュエーター１７８は、プッシュワイヤ又は管１８１に取付けられた半径方向に外側に延びる環状フランジのような、プレート１８０を有してもよい。１つの実施の形態では、プレート１８０を遠位方向に進めてポート１６９と接触させることによって、カテーテルの遠位端部から単一のステント１７２を展開するのに十分な移動を提供するように、プレート１８０の遠位面は、アクセスポート１６９から近位方向に十分な距離で離間されている。好ましくは、アクチュエーター１７８には、ガイドワイヤ１８２を収容するための内腔（図示せず）が備えられている。ダイポート１７１のような付加的なアクセスポートも所望のように備えられてよい。一般に、カテーテル１６０の遠位端部１６６には、ステント１７２及び可撓性管状移植片１７６が備えられている。好ましくは、ステント１７２は、管状本体１６２の遠位端部を越えた位置か、又は管状本体１６２の１つ又はそれ以上の側面開口を通って、移植片１７６に接続される。図示されている実施の形態の遠位端部１６６には、軸方向に延びるスロット１７０が備えられている。スロット１７０は、巻かれたステント１７２が、巻かれたステント１７２の自由端部１７４がスロット１７０を通って延出している状態で、管状本体１６２の遠位端部内に配置されるのを可能にする。このようにして、ステント１７２をカテーテル１６２内に完全に収まって配置し、且つ移植片１７６と接続できる。移植片１７６は、任意の様々な接着剤、ステッチング、熱接着、機械的相互嵌合などの使用を介して、その遠位端部で自由端部１７４に接続されている。血管の移植片１７６は、管状本体１６２の外側に沿って近位方向に引きずられる。臨床上の適用によっては他の長さが望ましいかもしれないが、約 2cmから約30cmの範囲内の長さを有する移植片１７６が考えられる。当業者に明白な、任意の後から開発された移植片材料と共に、ダクロン又はポリ四フッ化エチレンのような、任意の広範囲の様々な公知の移植片材料を使用してよい。図１１を参照すると、上述の図７又は図９のどちらのカテーテルデザインでの使用にも適応させられる、ステント展開カテーテルのための遠位端部の１つの実施の形態が開示されている。概ね円筒形のチップ２００には、管状本体１６２内に嵌合するように適応された、近位方向に延びる環状フランジ２０２が備えられている。近位フランジ２０２はその近位端部で停止面２０４となって終わる。停止面２０４は、軸方向に可動なアクチュエーター２０６の補足的な停止面２０８から軸方向に離間されている。ガイドワイヤ内腔２０７は、アクチュエーター２０６を軸方向に通って示されている。ステントコンパートメント２１０は、アクチュエーター２０６の遠位に配置されている。当業者に明白なように、ステントコンパートメント２１０の軸方向の長さは、ステントコンパートメント２１０内に望ましく装填されたステント数の関数となろう。同様に、停止面２０４と補足的停止面２０６との間の軸方向の離間は、ステントコンパートメント２１０に収容されているステントを完全に展開するためのアクチュエーター２０６の望ましい軸方向の移動に対応するであろう。本明細書の開示を顧慮して、当業者に明白なように、自己拡張型ステントをカテーテル１６４、１２０の遠位端部から展開するための任意の広範囲の様々な他の特定の構造は、すぐに考案可能である。使用に際して、治療される血管へのアクセスを提供するために、外科切開又は経皮穿刺が実施される。その後、カテーテル１６２は血管に挿入され、ステント１７２が治療ゾーンに、又はカテーテル１６２から見て治療ゾーンを越えて配置されるまで、内腔を通って進められる。ステント１７２がカテーテル１６２の遠位端部から展開されるように、展開構造は、カテーテル１６２に関して遠位方向に進められる。カテーテル１６２からのステント１７２の展開は、血管内でステント１７２に拡大された半径方向の構成をとらせ、それによって管状移植片１７６を血管壁に対して支持する。その後、カテーテル１６２を近位方向に引き抜き、移植片１７６を、ステント１７２から動脈又は他の血管を通って臨床家に向かって伸張するように残してもよい。移植片１７６の近位端部は、当業者に公知の外科的取付け手順を介して固定されてもよい。或いは、近位端部１７６は、同じカテーテル１６２又は個別に導入されるカテーテルから展開される、第２の拡張可能ステントの使用を介して血管内に固定されてもよい。好ましい実施の形態では、カテーテル１６２は、移植片１７６の近位端部を支持するために、少なくとも遠位ステント１７２及び近位ステント（図示せず）を含む。従って、大腿−膝蓋バイパスのような手順は、外科的な切開及び吻合を必要とせず、本発明に従って経皮で達成可能である。図１２に処置途中を示したが、さらなる実施の形態において、カテーテル１６２には、遠位ステント１７２及びさらなる２つ以上の自己拡張ステントを含む、３つ以上のステントが備えられている。これにより、カテーテルを遠位ステント１７２の次の位置付近へ引き抜くことができ、１つ以上のステントを移植片１７６の近位端と遠位端との中間位置に位置決めすることができる。最も近位のステントは、移植片１７６の近位端に又は近位端付近に配置することができる。これにより、複数の支持具を血管の移植片内に位置決めして、中間部を支持し、全長にわたり移植片の開通性を高めることができる。本発明である移植片面の複数部分の支持は、所定の処置に合わせたカテーテルのデザインや臨床的嗜好によって、さまざまな方法で達成することができる。例えば、これまで論じてきたように、遠位ステント１７２は移植片１７６に取り付けてもよい。本明細書中の開示文献を見れば明らかなように、１つ以上の中間支持具１８４もまた、例えば、カテーテル１６０上の近位方向にあるスロット１７０を軸方向に延長することにより、移植片１７６に取り付けてもよい。このようなデザインであると、軸方向に近接した中間支持具１８４と遠位端支持具との間に所定の空間を確実に作ることができる。あるいは、近接した支持具同志の軸方向の離間は、処置中に臨床家によって決定される。本件において、中間支持具１８４は、図７のカテーテルに関して述べたように、カテーテル１６０内に位置決めされる。従って、カテーテル１６０に対するステント配置面１３４の軸方向遠位方向の移動は、制御可能に中間ステントを配置する。移植片１７６の長さ及び近接した支持具同志の離間距離によって、臨床家は所定の組織の移植において、中間支持具１８４を全て使用してもよいし、全ては使用しなくてもよい。支持具１８４のうちの１つは、移植片１７６の近位端に又は近位端付近に位置決めするのが好ましく、その位置が移植片の移植される付近の点となる。大腿膝窩副血行路のような比較的大きな血管の処置において、カテーテル１６０の外径は約２〜３ｍｍであり、拡張ステント１８４の内管腔径は約４〜１０ｍｍ台であろう。従って、医師が処置中に、近接したステント１８４同志の離間距離が大きすぎると判断した場合には、医師は、前に配置したステント１８４を介してカテーテル１６０を遠位に進めることができる。移植片管腔の開通性の透視が保証されるようであれば、リアルタイムでの処置のＸ線透視又はその他の透視により、医師は、第１の複数の支持具１８４を配置し、その結果生じる管腔の開通性を見積もり、必要であれば、第２の１つの又は１組の支持具１８４を配置することができる。遠位ステント１７２の配置に続いてカテーテル１６０が近位方向へ後退すると、血管内で移植片１７６が近位方向へ動いてしまうことがある。従って、遠位ステント１７２を血管壁に固定するか、あるいはステント１７２と血管壁間の静止摩擦係数を増加させるのが望ましい。ステント１７２に比較的大きな半径方向外側に向けた拡張力を与えれば、ステント１７２を血管内に十分に固定することができるが、過剰な外方向への力は医学的に望ましくない。別の固定構造として、遠位ステント１７２並びに、同じく可能である中間及び近位ステント１８４には、複数の固定具を備えてもよい。図１３を参照すると、管状ステント１７２及び１８４が巻かれる平面シート１８６が示されている。シート１８６には、複数のスロット又はパンチ孔１８８が、シート１８６の軸方向の長さの少なくとも一部にわたって施されている。使用時においてはシートは巻いた形状（図１４参照）であり、巻いた形状ではシート１８６に２つ又は３つ以上の重複層が通常できるので、固定具１８８はシート１８６の軸方向の長さ全体にわたって施される必要はない。ステントが図１４に示されるように巻かれると、パンチ孔１８８は半径方向外側への傾斜部１９０となり、この傾斜部１９０は、移植片１７６を血管壁に固定するのに用いることができる。さまざまな目的は、血管への移植に先立って、本明細書中に開示したあらゆるステントの一定の表面をコーティング又は被覆することにより、達成することができる。本明細書中で用いる「コーティング」という語は、ステントの表面上に又は表面付近に付着されたあらゆる形態の材料、例えばジャケット又は薄いフィルムのような材料をほぼ被覆することを意図する。ここであらゆる形態の材料とは、材料の組成、多孔性、付着性、厚さ、又は生物活性もしくは不活性には関係ない。例えば、コーティングはステントの物理的特性に影響を与えるのに用いることができる。この物理的特性とは、例えば、コーティングの下の材料の、又は前に開示した微細孔の実施の形態にあるような孔の断面領域の、ばね力もしくは半径方向の強度である。その他のコーティングは、その生化学的反応性又は安定性に合わせて選択することができる。例えば、さまざまなプロスタグランジン、ｃＡｍｐ（サイクリックＡＭＰ）、アスピリン、クマディン(coumadin)、もしくはヘパリンから成る、又はこれらを含むコーティングは、血小板の付着を阻止したリトロンボゲン形成を減少させたりするのに有用である。その他のコーティングは、新内膜成長を刺激もしくは阻止したり、他の病因の再狭窄を阻止したり、他の物理的もしくは生物学的活性に基づいた結果を達成するのに、選択してもよい。本明細書中で意図するようなコーティングは、意図される使用（水性／血液）環境において、永久的であっても、生物学的に吸収可能であっても、過渡的であってもよい。図１５を参照すると、前述してきたような、管状ステント又は人工器官になるように巻くことのできるタイプの、巻いてないシート２２０が示されている。シート２２０は、希望により、スロットの付いた開口パターン、あるいは、ランダムにもしくは規則的に配列された丸い開口部又は不規則な開口部を、有していてもよい。シート２２０については、移植された（インビボ）形状においておおよそ３つの重複層を有するステントに関して述べるが、３層構造は本発明の用途の一例にすぎず、本発明の範囲を特定の数の重複層に限定することを意図しない。代わリに、図１５の３ゾーンを有する実施の形態についての記述は、移植された形状において少なくともいくつかの重複部を有する、本明細書中に開示されたタイプのステント上の、３つの概念的なゾーンを示している。拡張したインビボとしての実際のステントは、約１．２又は１．５回巻きから約３又は３．５回巻きのどこかである。一般的には、少なくとも約１．５又は約２．０回巻き（２層）が、半径方向の強度を十分にするのに望ましく、いくつかの適用例においては、約２．５又は約３回巻きが有用であろう。所定の用途に望ましいインビボ層の最小の数は、これから論じるように、シート２２０の表面上のあらゆるコーティングの潤滑性により影響される。図１５を参照すると、ステント２２０は概念的に３つのゾーンに分けることができる。移植されたとき、内側ゾーン２２２はステントの内壁を形成する。従って、内側ゾーン２２２の内側接面２２８は、血管内の血液又はその他の体液と接触する。中間ゾーン２２４は、インビボ形状において２．０より多くの回巻きを有するあらゆるステントにある。中間ゾーン２２４の内側表面２２８及び外側表面２３０の少なくとも一部は、血管を流れる血液とも血管壁とも直接接触しないように遮へいされている。丁度３．０回巻きされた移植されたステントにおける、中間ゾーン２２４と血液又は組織との接触は、典型的には、近接した内側ゾーン２２２又は外側ゾーン２２６にある孔又は開口部を介する全ての生物学的又は化学的接触に限定されるであろう。もう１つ別のコーティングの例ば、放射性物質を狭窄損傷の部位に送るために、このステントを使用することである。シート自体は放射性同位体から成る、あるいはシートは放射性同位体でコーティングしたり、被覆したり、放射性同位体を移植したりすることができる。再狭窄の発生を防止するための平滑筋照射の防止効果に関する出版文献には、多くの例が挙がっている。問題は、放射性粒子の潜在損傷部位への供給であった。ガンマ線のような放射線ば効力が強いので、厚い鉛以外ならほぼ何でも通り抜けてしまうため、扱いや使用が困難である。ベータ線は非常に短い距離しか突き通らないので、処置する表面とほぼ直接接触させなければならない。放射能を送ろうと用いてきたＢＥＳデバイスは、放射性支柱が互いにかなり離れているので、支柱間領域にブランク点を残してしまうため、有効ではなかった。一方、微細孔のある巻いた箔のステントは、アルファ線又はベータ線のような放射性粒子を送るのに理想的なビヒクルとなる。例えば、３つもしくは２つの層を有する巻いた箔のステントの外側３／１又は２／１は、放射性物質を含むことが可能であった。損傷に配置すると、ステントの外層は、動脈壁に当接し、ステントに付着した領域に放射能を直接送る。ステントの１つ又は複数の内層は放射の障壁の役割を果たし、血液を不必要な放射能汚染から保護する。ステント材料の内層の性質及び濃度は、放射の一部を血管壁へ反射することさえある。放射線の吸収あるいは反射のいずれの場合においても、このような多層を有するデザインのステントの保護内層は、多層を有していなければオープン構造のＢＥＳタイプのステント又は単一層の箔のステントが受けるであろう放射線量よりも、高くて均一な放射線量を血管壁に送ることができる。外側ゾーン２２６は移植された管状ステントの外側表面を囲んでいるので、外側ゾーン２２６の外側接面２３０は血管壁に接触する。当業者には理解されるように、移植された形状においてステントが２つの完全に重なる層を有するような大きさの血管に配置することを意図したステント２２０において、中央ゾーン２２４はなくなり、内側ゾーン２２２の内側接面２２８は血液と直接接触し、外側ゾーン２２６の外側接面２３０は血管壁と接触する。本発明の巻いた多層管状ステントの唯一の構造は、シート２２０全体又はシート２２０の選択した部分にコーティングを施して、さまざまな目的のいずれをも達成させることができる。例えば、少なくとも内側ゾーン２２２の内側接面２２８、及び同じく可能である内側ゾーン２２２の外側接面２３０は、１つの実施の形態において、トロンボゲン形成を減少させるために、生物学的に互換性のある材料でコーティングされる。当業者には理解されるような、例えばパリレン(Par ylene)(Specialty Coating Systems，Inc.，Indianapolis，IN，46241)、ヘパリン(例えば、BSI Corporation，Eden Prairie，Minnesota 55344によるフォトリンクヘパリンコーティング)、ＰＴＦＥスプレー、又はその他を使用することができる。ステントの内側表面における最終的な新内膜の成長により、抗トロンボゲン形成のコーティングを一時的（例えば、およそ１〜２週間ぐらい）にすることができる。少なくとも外側ゾーン２２６の外側接面２３０、及び同じく可能である外側ゾーン２２６の内側接面２２８、及び中間ゾーン２２４全体は、むき出しのままの金属であってもよい。金属の外側表面２３０と血管壁との接触は、ステントを介する新内膜の成長を望ましく刺激する。従って、シート２２０により形成された管状ステントは、血管壁を接触させ新内膜の成長を刺激するための金属の外側表面２３０、及び、ステントのトロンボゲン形成を最小にするための内側接面２２８における生物学的に互換性のあるコーティングを有することが好ましい。本発明の巻いた形状は、最終ステント上のコーティングした表面とコーティングしていない表面との組み合わせを可能にする。従って、血液接触面には第１のコーティングを施すことができ、組織接触面には第１のコーティングとは異なる第２のコーティングを施すことができる。あるいは、血液接触面と組織接触面のいずれかは、その他の面がコーティングを施されるのに対し、コーティングを施さないままであってもよい。中間ゾーン２２４を有するステントにおいては、コーティングを施した片面又は両面に中間ゾーンを設けて、例えば、細胞の増殖を阻止したり、化学的連通を適度にしたり、又はその他の所望の目的を達成したリすることができる。本明細書中の開示文献を考慮すれば当業者には明らかであるように、さまざまな技法のいずれを用いて、コーティングを施してもよい。例えば、内側接面２２８と外側接面２３０両方の少なくとも一部がコーティングされている実施の形態においては、シート２２０をコーティングのリザーバ又はコーティング前駆体材料の中に浸してもよい。例えば、シート２２０は、コーティング材料の中に、シートの長さの約４／１〜約２／１のところまで、好ましくはシートの長さの約３／１のところまで浸して、内側ゾーン２２２又は外側ゾーン２２６をコーティングすることができる。その後、シートのもう一端を第２のコーティング材料の中に浸して、巻いた管状支持具の内側表面が外側接面とは異なる材料を有するようにすることができる。あるいは、コーティング材料は、当業界では公知の技法を用いて、例えばシート又はシートの部分にスプレーすることによって、塗布することができる。スプレーであると、例えばシートの内側接面２２８あるいは外側接面２３０というように、シートの片側を選択してコーティングすることができる。定着ツール又はマスキング技法によって、シート２２０の片側の一部をスプレー技法を用いてコーティングすることができる。シートの残りの部分は、コーティングしない金属のままであってもよいし、異なるコーティングを施してもよい。例えば、望ましくはむき出しの金属面が血管壁と接触して配置され、望ましくはコーティング面が血流と接触して配置される実施の形態においては、たとえ例えば内側ゾーン２２２のような一部だけが血流と接触するのであっても、内側接面２２８全体をスプレーコーティングするのが好都合である。しかし、中間ゾーン２２４に覆われるところのシート２２０をコーティングすると、例えば、シートに不必要な厚さが加わってしまう。一般的には、シートの厚さをできるだけ薄く維持して、管状ステントの導入断面領域を最小にするのが望ましい。従って、シートの拡張形状（例えば、おおよそ０．５層の重複、１層の重複、１．５層の重複、２層の重複、２．５層の重複、３層の重複、又はその他）を、コーティング処理中にある程度見積もり、その見積もりを考慮に入れて、シート２２０の十分な表面領域のみがコーティングされて、最終ステントの適切な表面にコーティングが施されるようにするべきである。上記のコーティングは、２〜３ぐらいの分子層の厚さを有していてもよい。別の実施の形態においては、コーティングは、例えば厚さが０．０００１インチ又は０．００１インチ又はそれ以上であるような、フィルム又はジャケットのような比較的厚いカバーの形態を取ってもよい。厚いコーティングの実施の形態では、コーティングは、ステントの壁を貫通する微細孔開口の孔のサイズの制御など、様々な物理的特性の目的を達成するために使用されることができる。シート２２０は、約０．００１インチ（約２５ミクロン）の小さな開口を有するＥＤＭ技術を用いて製造することができる。比較的大きな開口をコーティングで覆い、開口サイズを減少することにより、より小さな開口を提供することができる。本発明のこの態様と共に使用するために制御された開口サイズを有する薄膜は、比較的小さな構造的一貫性（例えば、ＰＴＦＥフィルムは１２０ｍｍＨＧの圧力において約２５〜２５０ｍｌの水／ｃｍ²／分の気孔率と、約２５〜５０ミクロンの厚さを有する）を有し、従ってステントの用途においてはそれ自体では有益に使用することができない。しかし、本発明のシート２２０に適用される場合、シート２２０は機能的な管状ステントを製造するのに十分な支持を提供する一方、支持されるフィルムはステントの開口サイズを制御する。更に、このフィルムはトロンボゲン形成又は他の生物的機能を低減するように作用することができる。約１０ミクロン未満、好ましくは約５ミクロン未満の厚さを有する拡張したＰＴＦＥフィルムなどの薄膜をこの目的に使用することができる。一般に、このフィルムの開口サイズは約２〜１０ミクロンの範囲内である。本発明の別の実施の形態に従って、薄膜又は他のコーティングを隔離層として使用し、管状プロテーゼの内側と外側との間の生物的連通を調節することができる。例えば、微細孔シート２２０の中間ゾーン２２４などの中央ゾーンを、平らの状態で片面又は両面に、ＰＴＦＥ、ｅＰＴＦＥ、又は他の適切な生物的適合性のある隔離材料の薄い層（例えば、約０．０００４〜約０．００６インチ）を被覆することができる。被覆は、隔離障壁を生じるためにシートの内側のみ、外側のみ、又は両面に対して完全に又は部分的に行うことができる。隔離障壁は、血管の壁から血流を分離する。１つの実施の形態では、隔離障壁被覆はシート２２０の長さの中間部３０％〜４０％に供給される。展開されたインビボ状態において、被覆されたステントは、動脈の壁及び／又は損傷、動脈瘤、貫通、又は動脈の壁に関する他の欠陥から血流を隔てる。部分的に被覆された隔離層の実施の形態では、被覆されていない微細孔フォイルのステント層が、ステントの外側の動脈の壁及びステントの内側の血流にさらされる。これらの被覆されていない微細孔層は、新しい内膜組織の成長及びステントの微細孔表面への付着を可能にする一方、隔離障壁は血液内の成分をトリガすることによって生じる滑らかな筋細胞の増殖の刺激作用を低減するか又は取り除く。本発明の別の態様に従って、可撓性のあるシートは、腹大動脈瘤の用途における腎血管などの分岐血管を介する潅流を可能にするように構成されている。図１６を参照すると、分岐血管の潅流を可能にするように構成されるシート２４０が開示されている。シート２４０は、少なくとも１つの微細孔ゾーン２４２と、少なくとも１つの潅流ゾーン２４４を含む。微細孔ゾーン２４２及び潅流ゾーン２４４は、シート２４０が巻かれて管状プロテーゼになったときにプロテーゼが潅流ゾーン２４４及び微細孔ゾーン２４２を上に有するようにシート２４０上に配向されている。１つの実施の形態では、潅流ゾーン２４４はステントの一方の端部に隣接して配置される。別の実施の形態では、潅流ゾーン２４４はステントの２つの軸方向端部間に配置され、ステントの軸方向端部から離間されている。移植されるステントの長さに沿った潅流ゾーン２４４の正確な軸方向の位置は、管状プロテーゼが分岐動脈に対して意図される移植位置によって変えられることができる。一般に、微細孔ゾーン２４２は、先に開示された実施の形態のいずれかに従った開口サイズ及び／又は配向パターンを有することができる。潅流ゾーン２４４には、一般に微細孔ゾーン２４２の微細孔よりも直径が大幅に大きい複数の開口２４６が設けられることが好ましい。この態様では、巻かれたステントの側壁を通過する正味開口サイズは、ステントの側壁を通過して分岐動脈を下る潅流を可能にするのに十分であろう。この例示された実施の形態では、潅流ゾーン２４４に２つ、３つ又はそれより多くの楕円形開口が設けられており、これらの開口は、分岐血管の直径の１．５〜３倍である長い軸径と、分岐血管の１．２５〜２倍である短い軸径とを有する。あるいは、開口２４６は、複数の横方向ストラットによって分離された矩形の開口でもよい。本明細書中の開示内容を考慮して当業者に明白であるように、特定の開口断面領域及びパターンは分岐動脈潅流の所望の程度に従って変えられることができる。本発明の別の態様に従って、ステントが血管内に移植されるとシートの両端部がシリンダの壁の形状にならうことを確実にするための変更が、巻かれるシートに提供される。例えば、図１７〜図１９を参照のこと。巻かれるフォイルシート２５０のデザインの１つの特徴は、内側末端部２５２及び外側末端部２５４が、これらの末端部におけるスプリング力（本明細書では時折可撓性と呼ばれる）に対して変更が生じない限り、巻かれたシートの残りによって定められる周縁から分離することである。この目的のために、末端部はフオイルのシートの各端部の最後の約１／４〜１／２インチ内の領域として定められており、このシートは、例えば厚さが０．００２インチであり、ニチノール又はエルジロイなどの材料からなり、長さが約２６〜７６ｍｍである。巻かれたフォイルの内側では、末端部２５２のこの分離はステントの壁の短いセグメントとして表され、このセグメントはステントの中央損傷の周縁の一部分を横切る弦を形成する。ステントが直径約８ｍｍで巻かれる場合、この弦部分の長さは約１／４インチとすることができる。この弦部分は、ステントを血管などの管状構造内に配置することによって生じる、中央損傷から分離された小さな軸方向チャンネルを形成する。ステントの外側端部２５４において、フォイルの末端部は接線フラップを形成する。この接線フラップは、ステントが直径約８ｍｍ又は８ｍｍ未満で巻かれる場合に管の周縁の形状にならわない。このフラップは、ステントがよりきつく巻かれるとより長く、より鋭くなり、ステントの直径がより大きくなるとより短くなり、より弧状にならなくなる。直径約１６ｍｍでは、フォイルの端部が管状ステントの周縁の形状にならうため、フラップは殆どなくなってしまう。この効果により、ステントが堅い管内に配置されると小さな分離層が生成される。あるいは、ステントが血管のような可撓性のある管状管内に配置される場合、この効果によって応力集中点が生じる。前述の２つの分離層は、シート材料の厚さ、材料の弾性係数（ヤング係数）、及びフォイルが曲げられる弧の半径の関数である。弾性係数は等しいが厚さの異なる２つの材料が同様の半径の周りに曲げられる場合、厚い方の材料が管の固定半径からより大きく逸脱する傾向にある。材料の厚さが一定に保たれ、弾性係数が変えられる場合、弾性係数がより大きい材料は管などの周縁からより大きい逸脱を形成する。この例では、半径からの逸脱は、ステントを生じるのに使用される材料内のスプリング力の作用によって生じる。この例では、材料は厚さ０．００２インチのニチノールである。ステントが巻き上げられて管を形成する際、まず平らなシートが曲げられて弧を形成する。弧の中央の各面のステントの長さは応力中心距離として作用し、弧の中央の抵抗は支点として作用する。弧が更に管に形成されると両端部が接触する。一方の端部がもう一方の端部の上に重なると、螺旋管が形成される。管の直径が減少し、両端部が管の周りに連続的に巻き付けられて複数の層が生じると、応力中心距離は連続的に短くなる。応力中心距離が弧によって生じる材料のスプリング力に勝るように十分長いものである限り、又はスプリング力が取るに足らないほどに応力中心距離が十分大きい場合、材料は確立された弧の形状をとり、複数の付着層を有する螺旋管が形成される。応力集中距離が材料のスプリング力に勝るには短すぎる場合、又は応力集中距離が勝ることのできるスプリング力を越えてスプリング力が増加してしまうほど半径が十分に短い場合、両端部は管によって定められる半径から離脱し、前述のように末端部において弦部分及びフラップを生じる。応力集中距離が短くなるのに比例してフォイルの端部２５２、２５４付近のスプリング力を減少するいくつかの構造のいずれによっても、末端ゾーン又は端部を、定められた管の曲率により近くなるように近似させることができる。図１７及び図１８の実施の形態では、シート２５０は定められた末端部２５２、２５４のすぐ前の基準点２５６において約６７％の断面金属含有量を有する。シート２５０は楕円形の孔を含む末端部２５２、２５４を含み、これらの孔は孔の各列がシートの対応する端部に近づくにつれて大きくなる。楕円形の孔の第１の列２５８は約６５％の金属含有量を表し、楕円形の孔の最後の列２６０は約３８％の金属含有量を表す。図１８に示される実施の形態を参照すると、末端ゾーン又は端部２５２（又は２５４）の開口の各々は一般に楕円形の孔であり、この孔は幅寸法の約２倍の長さを有する。各列の開口の中心は、シートの長手軸を横切る面に沿って互いから約２．００ｍｍ離間されている。可撓性の最も小さい列２５８の開口は約０．４ｍｍの幅を有し、可撓性の最も大きい列２６０の開口は約０．９ｍｍの幅を有する。列２６２の開口は約０．５ｍｍの幅を有し、列２６４の開口は約０．６ｍｍの幅を有し、列２６６の開口は約０．７ｍｍの幅、列２６８の開口は約０．８ｍｍの幅を有する。ゾーン２５２の長さは全長約５１ｍｍのシート上で約５．３ｍｍであり、幅は約６．０ｍｍである。この特定の実施の形態は、厚さ約０．００２インチ（０．０５１ｍｍ）のニチノールシートを含む。より多くの金属が末端部から取り除かれると、スプリング力はこれに比例して減少する。この例では、両端部のスプリング力が徐々に減少することにより、ステントが直径６〜８ｍｍに巻かれる際にステントはより完全なシリンダを形成することができる。これらの末端部分は、応力集中距離の長さの変化に比例して、より厚い金属、より大きい弾性係数、又はより小さい半径に対して、長さをより長くさせることができる。反対に、より多くの金属をより大きな割合で取り除き、所望の半径を有するより一層大きなコンプライアンスを達成することができる。図１９は、他のデザインの実施の形態を示している。シート２５０の末端部２５４には軸方向に延びる複数の支持部２７０が設けられており、これらは互いから離間されて複数の開口２７２を提供する。例示された実施の形態の支持部２７０は、第１の端部２７４における比較的大きな幅から、シートの端部付近の第２の端部２７６における比較的小さな幅へとテーパー付けされている。この態様において、開口２７２には相補的な台形形状が設けられ、シート２５０の末端部の方向にシートの横方向の可撓性を徐々に増加させる。１つの実施の形態では、開口２７２は、厚さ約０．００２０インチ、軸方向の長さ約５１ｍｍ、及び幅約６．０ｍｍのニチノールシートに設けられている。末端部２５４の長さは約５．３ｍｍである。シートには、シートのエッジから離間された４つの支持部２７０が設けられている。各支持部は第１の端部２７４において約１．２４ｍｍ、第２の端部２７６において約０．７ｍｍの幅を有する。別のデザインでは、所与の直径の孔がシートのエッジ付近で互いにより接近して離間されており、従って１列あたりの孔を多くし、１列あたりの金属を更に多く取り除いてスプリング力を低減することができる。他のデザインは、あらゆる形状の孔、円錐形のスロット、鋸状の端部、テーパー付けされた端部、エッチング、延伸、圧延又は前述のようにクリティカルな末端部においてスプリング力の低減を生じる当業者に既知の他の手段による金属の厚さの変化を含むことができる。従って、本発明の利点は、シートの軸方向端部に向けて可撓性を徐々に増加させる様々な構造のいずれによっても達成されることができる。一般に、シートは中央ゾーン、第１の端部における第１の末端部、及び第２の端部における第２の末端部に分かれるように考えられることができる。多くの実施の形態では、中央ゾーンはその軸方向の長さにわたって比較的一定の可撓性又はスプリング力の特徴を有するであろう。シートが管内に移植される際に、シートがとる円筒形状の内側表面又は外側表面の一部にシートの軸方向の両端部が従うことができるように、末端部の各々はその軸方向の長さにわたって比較的増加する度合の可撓性を有するであろう。本発明はいくつかの好適な実施の形態の点から説明されたが、本明細書の開示内容を考慮して本発明の変形物が当業者に明白であろう。従って、本発明の範囲は添付の請求の範囲によってのみ制限され、本明細書に含まれる特定の構造の説明によって制限されないものと意図される。Detailed Description of the Invention Microporous tubular prosthesis Field of the invention The present invention is adapted to be advanced in a squashed roll to a site of an aneurysm, defect or injury in a blood vessel of a human body and allowed to expand or automatically expand across the site, Stents and grafts in covered or covered vessels. Background of the Invention There has been considerable research on blood clotting and there is a great deal of literature available in this area. Of the many factors that induce blood coagulation, the presence of foreign matter in the bloodstream is well recognized. Metal objects in the bloodstream, such as stents, induce coagulation due to chemical / physical makeup and / or physical rupture of the bloodstream. It is difficult to determine which of these two factors has the greatest effect on coagulation. Recent clinical studies related to the implantation of metal stents into patients who have been administered various antithrogen drugs such as coumad in and aspirin during the pre- and post-implantation of stents It has been shown that it is reasonably easy to control unwanted coagulation during a critical period of two to four weeks. Nevertheless, coagulation during this period is of great interest to physicians and manufacturers alike. Thus, the market appears to be directed to lower profile, less throgen type products and / or transplantation techniques that minimize the impact of these devices on the normal physiology of blood. Other studies related to stent implantation have shown that placing a metal stent material on the arterial wall can induce the growth of the lining of the arterial wall and cause neointima to form on the surface of the stent. ing. The growth of neointima on a metal stent surface serves two functions. The first function serves to smooth the path of blood flow, thereby reducing turbulence. The second function can help isolate the metal from blood contact and reduce the chemical interaction of the stent with blood. The combined coagulation-reducing effect of this phenomenon has helped reduce physician concerns about the thrombogenic potential of properly placed stents after neointima was formed. Knowing the factors of coagulation described above, some balloon expandable stent (BES) manufacturers have developed stents with reduced strut thickness. However, if the struts of the manufactured stent are too thin, they will lose their effectiveness as a supporting scaffold for blood vessels. Therefore, most BES stents still have a fairly thick strut cross-sectional area. It is common practice to implant stents at relatively high pressures to minimize the effects of large cross-sectional areas. This solves two problems for the user. This helps to implant the stent within the vessel wall and reduces or eliminates much of the stunt induced turbulence. This also helps to overcome a phenomenon called "bounce" or "rebound." Bounce is the elastic properties of deformed metal. The metal wants to return to its undeformed state. In most BES devices, this reduces the stent from its expanded diameter by up to 20 percent. Unfortunately, the method of implanting the stent deep into the vessel wall often causes many tears or incisions in the vessel wall. Some of these lacerations can cause flaps to protrude into the bloodstream. In addition, the small surface area of the BES strut when expanded (the stent covers less than 20% of the vessel wall) concentrates the stent expansion force on a relatively small area of the lining of the vessel. This concentrated stress can cause vascular inflammation at the site of the stent strut. Tears or flaps can cause turbulence in the blood flow and, in combination with inflammation of the vessel wall, can increase other complications that result in restenosis of the vessel. This is exactly the problem that the user is trying to prevent by placing the stent. As explained above, most of the currently used peripheral stents have a large number of large open spaces (unused locations) between stent struts. These open spaces provide a conduit for blood to induce intimal thickening of the damaged area, but with proliferation formed just through the open matrix of the stent. To isolate the injured area from the bloodstream, several physicians have developed techniques to place a suitable graft material on the outside of the stent prior to implantation to create a stent-graft. Typically, the implant material is of the size and thickness (220 cc / cm) commonly used by those skilled in the art of vascular repair. ^Two With a wall thickness of 0.010 inches, with a porosity of / min or less, and a length and diameter determined by the size of the lesion to be repaired) in the existing tube shape of Dacron or ePTFE. is there. While this technique has increased the user's ability to isolate the arterial wall from the bloodstream, it has also reduced or eliminated the ability of neointima to grow beyond the graft and stent material. In addition, this technique further increases the stent profile by reducing the physician's ability to implant the stent into the artery wall. This technique may actually exacerbate the turbulence-induced throgen problem associated with the use of graft material outside the stent, especially in small vessels where blood flow velocity is reduced. Thus, not only the ability to heal a vascular site, which may be small in diameter and / or extend along a curved portion of the blood vessel, but also has sufficient radial strength and strength to allow ingrowth of neointima tissue. There remains a need for a stent design having a configuration. In addition, there is a need for a graft that can be easily implanted, does not exert concentrated stress on the vessel wall, and is flexible and follows a curved portion of the vessel, providing sufficient support to maintain patency Sex remains. Summary of the Invention According to one aspect of the present invention, there is provided a method of providing an intermediate support along the length of a vascular graft. The method includes providing a support delivery catheter having a plurality of self-expanding supports. This support delivery catheter is positioned within the distal portion of the vascular graft. The first support is distributed within the distal portion of the vascular graft. The catheter is then withdrawn proximally, and at least the second and third self-expanding supports are distributed within the implant in a proximal direction relative to the first support and axially spaced therefrom. You. According to another aspect of the present invention, there is provided a method of inserting a plurality of self-expanding stents into a lumen. The method includes providing an elongated flexible tubular deployment catheter having a stent lumen extending axially therethrough at least at a distal portion thereof. The axially movable stent deployment column is located at least within the proximal portion of the stent lumen. The catheter is advanced transluminally through the blood vessel to the treatment site. The catheter is then withdrawn axially proximal to the deployment column to deploy the first stent within the lumen. The catheter is then repositioned and retracted axially proximal to the deployment column to deploy at least a second stent within the lumen. According to yet another aspect of the present invention, there is provided a tubular prosthesis. The prosthesis is a flexible sheet having a first end and a second end, wherein the prosthesis is tubular such that the first end is located inside the tube and the second end is located outside the tube. Including rolled sheets. A first transition region is provided on the sheet near the first end. Preferably, the second transition region is located on the sheet near the second end. The first transition region has increased flexibility in the direction of the first end such that the inner end of the sheet substantially conforms to the vessel wall when the prosthesis is implanted in a lumen of a human body. I have. Preferably, the second transition region is such that the second end of the sheet, outside the tube, substantially coincides with the cylindrical wall of the tubular prosthesis when the prosthesis is implanted in a lumen of a human body. It has increased flexibility in the direction of the ends. Preferably, the sheet further comprises a relatively constant flexible intermediate region between the first transition region and the second transition region. According to another aspect of the present invention, there is provided a method of optimizing a central lumen in a rolled sheet type tubular prosthesis. The method provides a flexible sheet having at least a first flexible region and a second flexible region thereon, wherein the second flexible sheet is adjacent to an edge of the sheet. Including the step of: The sheet is rolled into a tube having an inner surface such that the ends are located on the inner surface of the tube. The second flexible region is allowed to conform to an adjacent surface of the vessel, thereby optimizing the central lumen of the tubular prosthesis. According to yet another aspect of the present invention, there is provided a flexible sheet, such as for being rolled into a tubular prosthesis. The sheet is at least partially coated thereon. In one embodiment, one end of the sheet is coated. The sheet is wrapped around the tube such that the coated portion defines the inner wall of the central lumen. In another embodiment, the sheet is rolled into a tube such that the coated portion defines the outer wall of the tube, such as for reducing the vessel wall. The coating may have any of a variety of physical properties, such as micropores. These and other advantages and features of the present invention will become apparent from the following detailed description of the preferred embodiments of the invention. BRIEF DESCRIPTION OF THE FIGURES FIG. 1 is a partial perspective view of a distal end of one exemplary shape of a stent according to the present invention and a deployment system for deploying the stent in a collapsed roll at a desired location in a body lumen. FIG. 2 shows a pair of symmetrical orientations of the first, second, and third regions of the sheet, including elongated perforations oriented at complementary angles to each other, from which a stent of the present invention may be formed. It is a top view of one sheet pattern. FIG. 3 is a schematic illustration of the sheet of FIG. 2 rolled into a tubular prosthesis. FIG. 4 is an enlarged perspective view of the sheet of FIG. 2 rolled up on a tube to form an overlapping layer having overlapping areas of perforations. FIG. 5 illustrates the alignment of the perforations in the first, second, and third perforation areas to provide spaced, continuous, through-hole perforations, which have been rolled over each other. FIG. 3 is a partially enlarged perspective view of a three-layer side wall cross section of the sheet of FIG. 2. FIG. 6 is an enlarged view of a portion of the sheet of FIG. 2 showing the dimensions of the slot according to one embodiment of the present invention. FIG. 7 is a schematic side view of a plurality of stent deployment devices according to another embodiment of the present invention. FIG. 7a is a cross-sectional view along the line 7a-7a in FIG. FIG. 8 is a schematic illustration of a plurality of inventive stents implanted in a curved vessel. FIG. 9 is a schematic side view of a stent-graft deployment device according to another embodiment of the present invention. FIG. 10 is a perspective view of the distal portion of the deployment device of FIG. FIG. 11 is a cross-sectional view through the distal end of an alternative stent-graft deployment device. FIG. 12 is a schematic cross-sectional view showing a plurality of tubular supports disposed within a graft in a human body vessel. FIG. 13 illustrates an unrolled tubular support of the invention having a plurality of proximal and distal fasteners thereon. FIG. 14 is a perspective view of the sheet of FIG. 13 rolled up in the shape of a tubular support. FIG. 15 is a schematic illustration of an unwound sheet for making into a tubular prosthesis. FIG. 16 is a schematic illustration of another embodiment of an unwound sheet. FIG. 17 is a schematic illustration of a sheet according to the present invention having a modified end. FIG. 18 is an enlarged view of one end of the sheet shown in FIG. FIG. 19 shows another embodiment of the changed sheet end. The drawings are not necessarily drawn to scale. Detailed Description of the Preferred Embodiment The present invention relates to vascular vessels at the site of stenotic dysfunction due to restenosis associated with bridging aneurysms, defects or injuries within the lumen, or with angioplasty or other procedures to widen the vascular lumen. Described in the context of a tubular implant background that supports and maintains the cavity. In order to maintain the patency of the lumen of a blood vessel, the invention can be incorporated into all types of prostheses and the expression "body lumen" includes all such lumens It will be appreciated. Turning to FIG. 1, a typical stent placement in which a prosthesis 10 constructed in accordance with a preferred embodiment of the present invention is used to insert and remove a stent 10 within a lumen at a desired body site Shown in connection with system 100. Alternative deployment systems and useful deployment methods are disclosed in U.S. Patent Nos. 5,405,379, 5,306,294 and 5,336,473, the disclosures of which are incorporated herein by reference. Incorporated as a reference. The stent 10 is in a contracted state and has been partially deployed from the distal end 102 of the tubular insertion catheter 104. The insertion catheter 104 shown has an inner diameter substantially equal to the outer diameter of the stent 10 when wound into a roll. Catheter 104 is provided with at least one elongated lumen extending axially through catheter 104 to removably receive a central core, or pusher 106. In the embodiment shown, pusher 106 has an elongated, flexible tubular element having an outer diameter smaller than the inner diameter of catheter 104. Accordingly, the pusher 106 includes a catch 108 at its distal end to enable the at least one prosthesis 10 to be efficiently pushed distally from the catheter 104. In use, the pusher 106 is held in a generally axial position and the catheter is withdrawn proximally to deploy the prosthesis 10 as discussed below. The catheter 104 is preferably adjusted to be inserted over a guidewire 110, which is axially slidably received through the coiled prosthesis 10 and a lumen within the pusher element 108. Is done. As shown in FIG. 1, a prosthesis or stent 10 is formed by a sheet 11, which is rolled into a tubular body 13 of a plurality of overlapping layers of the sheet 11. Accordingly, the tubular body 13 has a side wall formed by the multiple layers of the rolled sheet 11, an internal lumen around the guidewire 110, and the length of the insertion catheter 104 between the proximal and distal ends of the tubular body. It has an axial length extending in the direction. The proximal end of the tubular body projects against a catch 108, and the distal end of the tubular body is typically located near the distal end 102 of the catheter 104. The guidewire 110 guides the insertion of the distal end 102 of the external insertion catheter 104 with the stent 10 therein into a body lumen site, and is described in U.S. Pat. The stent 10 is deployed in the manner generally taught in '294 and' 473. The implantation diameter of the reduced tubular body 13 is determined by the inner diameter of the catheter 104. In an alternative embodiment of the deployment system 100 as disclosed in the '294 patent, the outer sheath 104 is not used and is all removed in the manner disclosed in the previously incorporated' 294 patent. Until then, a band (cord) (not shown in FIG. 1) is used to restrain the rolled sheet 11. The perforated sheet 11 is unwound into a tubular stent 13, such as by wrapping the sheet 11 around a mandrel (not shown), according to the mounting method using the placement system 100 shown. The rolled tubular body 13 is subsequently loaded into the distal end 102 of the insertion catheter 104, either at the point of manufacture or at the clinical site. The bias of the radially outwardly directed tubular body 13 urges the tubular body 13 radially outwardly against the interior wall of the catheter 104, as discussed in detail below, thereby The tubular body 13 is held in a fixed position in 104. The insertion catheter 104 and the stent 10 are then inserted over the guidewire 110 and advanced through the lumen to the required body lumen site with the tubular body 13 restrained in a rolled configuration. Can be In this position, pusher 106 is advanced in a distal (distal) direction with respect to catheter 104 to push stent 10 out of the distal end opening of catheter 104. The catheter 104 is preferably withdrawn with the pusher 106 fixed and retained within the vessel and proximally withdrawn. The extruded tubular body 13 self-expands in diameter and its expanded roll-like state is suppressed in size by the diameter of the body lumen at that site. The deployment system 100 of FIG. 1 and the above-described deployment methods provide an example of a system and method for entraining, inserting and releasing stent 10 that can be provided by the improved stent 10 of the present invention. . As will be apparent to those skilled in the art, any type of alternative deployment system may further be used in view of the present disclosure. Further, the perforation pattern of the stent sheet of the present invention may not be self-expanding, but may be incorporated into a stent that is expanded at that site by an expansion mechanism. In such a case, the roll-expanded stent still has multiple layers of sheets on its side walls, as shown in the remaining figures. Referring back to FIGS. 1-3, the tubular body 13 is formed by a sheet 11 of biocompatible material wrapped in multiple layers to form a side wall and a central lumen. Accordingly, the tubular body 13 provides a plurality of arcuate adjacent layers of the sheet 11 that are wound in the longitudinal direction and transverse to the longitudinal axis of the stent 10. The sheet 11 possesses the inherent elasticity and spring force that can expand the wound layer and expand the stent lumen, as described, for example, in the incorporated '294 patent. In the fully expanded roll state in the blood vessel of the preferred embodiment illustrated, there are from 11/2 to 4 or more fully overlapping layers supporting each other under spring force. In general, the optimal number of overlapping or fragmented layers (partially overlapping layers) in an implanted, expanded configuration will depend on various factors, as discussed elsewhere herein. For example, under pressure directed radially inward from the artery, sufficient overlapping surface area is required to withstand crushing. The effect of various coatings on the sheet thickness, spring force, and rate of traction can affect the minimum area of the overlap required to withstand crushing. Overlying layers (eg, three or four or five or more layers) provide enhanced radial strength, but balloons for expansion or sizing of the stent after initial deployment. Can hinder the use of For applications requiring expansion after deployment, a relatively small number of layers is preferred. Thus, for stents intended for post-deployment expansion, overlapping portions, such as 1/2 layer, or 1 layer, or 11/2 layer, or 2 layers, or even 21/2 layers, may be desired. Additional considerations affecting optimally overlapping portions are disclosed elsewhere herein. In general, any intended diameter of the implant, the thickness of the sheet, and the optimal number of layers of overlap of the surface material to achieve the targeted arterial size will, in the light of the disclosure herein, be relevant. It can be easily determined by the trader through routine experimentation. Turning now to FIG. 2, there is shown a pattern of perforations used in a preferred embodiment of the present invention, wherein an opening extending through multiple layers of the wrapped sheet 11 expands into a roll to expand the tubular body 13. The sheet 11 is shown flattened to ensure that it forms The sheet 11 has a sheet length SL providing a plurality of overlapping layers when the sheet 11 is rolled up in the longitudinal direction, and a sheet width SW corresponding to the axial length of the tubular body 13. The width SW and length SL of the sheet in one 3 cm embodiment are about 30.0 mm and 116.0 mm, respectively, resulting in a tubular body about 30.0 mm long. Sheet 11 may be formed, for example, from a biocompatible metal alloy such as Elgilay, which is a metal flake about 0.0015 inches (about 0.038 mm) thick. A sheet 11 having a SL of 116 mm and a thickness of about 0.0015 inches fits into an insertion sheath lumen having an inner diameter of about 3.9 mm and is wound into a rolled roll having an inner diameter of about 1.3 mm, where the tubular member The number of layers on the side wall approaches 18 layers. When released at the site, the outer diameter of the tubular member 13 is expanded to 12 mm to 18 mm, each providing three to two layers forming the sidewall of the tubular member 13. In general, the length of the tubular body 13 (usually equal to the sheet width of the sheet 11) is selected to optimize the performance of the prosthesis in the intended use environment. For example, in applications where the prosthesis is intended to be used as an implant to treat a tubular abdominal aortic aneurysm, the width of the sheet will generally be in the range of about 75 mm to about 200 mm. The width of the sheet is selected to provide an implant having an axial length greater than the length of the aneurysm or other affected area to be treated. Preferably, each proximal and distal end of the implant overlaps a healthy blood vessel for a distance of at least 10 mm. Relatively long overlapping portions, such as 15 mm or more, may be required for straight sections of the aorta to optimize fixation and fastening of the ends of the graft and to grow new intima. The sheet 11 shown is spaced along the length SL of the sheet, as seen in FIG. 2, respectively, and the first, second, and third positions in two equal pieces of the first and second mirror images. A plurality of perforation zones 30, 32, 34 and 30 ', 32' and 34 '. In effect, the perforation zones 30, 32, and 34 are respectively located in the first, second and third strip portions in the first row of the first equal piece 40, and the perforation zones 30 ' , 32 'and 34' are respectively located in the first, second and third strip portions in the second row of second equal pieces 40 '. A plurality of elongate perforations 28 (shown in FIG. 6) are generally formed in each of the elongate perforation zones 30, 32, 34, 30 ', 32' and 34 '. Thus, each line of the group of parallel interior lines in FIG. 2 represents a row of end-to-end drilling, such as the lines shown in an expanded manner in FIG. First perforation zones 30, 30 'are a first plurality of elongates extending parallel to each other in a first direction 50, which is parallel to the longitudinal axis of the sheet 11 and nominally designated as 0 °. Each is formed by a perforated hole 28. The second perforation zones 32 and 32 ′ extend in the second direction 52 and the third direction 54 at + 45 ° and −45 ° with respect to the longitudinal axis (0 ° direction 50), respectively. Are formed respectively by a plurality of elongated perforations 28. Third perforation zones 34 and 34 ′ are formed by a second plurality of elongated perforations 28 extending at 90 ° angles to each other in directions 54 and 52, respectively. In this manner, perforations 28 in adjacent perforation zones 32, 32 'and 34, 34' originate from perforation directions 52 and 54 at an angle of 90 ° to each other, and when wound into a crushed roll or prosthesis. Equalizes the biasing force that tends to twist the sheet 11 when it is expanded into an expanded roll. Other angles other than 90 ° may be used to offset the roll bias as long as the longitudinal axis of the elongate perforation is generally symmetrical (opposing) across the longitudinal axis. . In the embodiment shown, each of the three elongate perforated zones 30, 32, 34 and 30 ', 32', 34 'of the first and second two pieces 40, 40' are of equal size. . The width of each perforation zone is slightly less than one half of the sheet width SW, providing room for the edge and center band of sheet material. The length of each perforation zone along the length SL of the sheet is substantially similar, in this case selected to provide a tubular body with an expanded roll and substantially three overlapping layers. Alternatively, it is selected so as to substantially correspond to the situation in which it is targeted. The perforated zones 30, 32, 34 and 30 ', 32', 34 'of the first and second bisectors 40, 40' have a width of about 1.2 or 1.3 mm and extend around the entire edge of the sheet 11 Is formed inside the edge band 44 of the edge extending to the edge. Similarly, adjacent perforation zones in each piece 40 and 40 'are separated from one another by side edge bands 45 having a width of about 1.2 mm to 1.3 mm. A centrally located line region 46 of approximately the same width extends longitudinally through the center of the sheet 11 and divides the sheet 11 into first and second bisecting pieces 40 and 40 'that extend in the longitudinal direction. In this way, the edge between the perforated zones is minimized, and the first and second pairs of the first, second and third zones preferably occupy substantially the entire sheet 11. However, the lip prevents the elongate perforations in each zone from penetrating into each other's area or reaching the edges of the sheet 11 and protecting the integrity of the sheet 11. Turning to FIG. 6, a perforated pattern with a plurality of elongated perforated segments 28 in each zone is shown in an enlarged detail. Each of the elongated perforations 28 preferably has a perforation length PL of about 1 to 3 mm and a perforation width PW of 0.10 mm to 0.50 mm. The end-to-end separation 36 and the side-to-side separation 38 between adjacent perforations 28 are preferably about 0.2-0.5 mm in both cases. The perforations 28 are parallel to the directions 50, 52 and 54 in each perforation zone shown in FIG. Turning to FIGS. 4 and 5, the stent 10 of the illustrated embodiment is shown in one of the possible expanded roll states, wherein the sheet 11 has a tubular body 13 in the sheet length direction SL. Rolled into three layers of sheet forming a side wall 58 of the sheet. As a result, the first perforated zones 30, 32, and 34 of the first piece 40 and the 30 ', 32', 34 'of the second piece 40' will not Overlaps most zones. Portions of the perforations 28 of the overlapping zones 30 ′, 32 ′ and 34 ′ are further shown in FIGS. 4 and 5 and form and maintain the openings, such as, for example, as openings 60 extending through sidewalls 58. Is shown. Alignment of perforations 28 in each overlapping zone 30 ', 32', 34 'and 30, 32, 34 provides such a plurality of spaced openings extending through the sidewalls. When the above-described area and space are given to the perforation 28, the size of each opening 60 is not larger than the perforation width PW. The spacing in the sheet length SL direction and the sheet width SW direction between the openings 60 depends on the number of layers formed when the sheet 11 is expanded into an expanded roll to fit into the vessel lumen. I do. The spaced openings 60 are formed by the complementary interaction of the elongated bore 28 in the first direction 50 with the second, third directions 52 and 54 in each overlapping zone. 4 and 5, the alignment of the zones in the sheet length direction SL and the sheet width direction SW is not important for forming the opening 60. The openings 60 are still formed by the interaction of the perforations 28 extending in the + 45 ° and −45 ° directions 52 and 54 of the inner layer with (the perforations 28 extending in) the top layer O ° direction 50. Therefore, it is possible to withstand the lateral movement or twist of the wound tubular body 13. The tendency for kinking is reduced by orienting the perforations 28 of each zone in the mirror image manner shown in FIG. 2, but to a lesser extent. 4 and 5 show the supraluminal body 13 formed by three overlapping layers, but the diameter of the tubular body is enlarged or reduced to accommodate larger or smaller vessel lumen diameters. It can be understood that the number of layers in the overlapping layers can be increased or decreased respectively. When the diameter is increased and the tubular body 13 is formed (at least in part) by two overlapping layers, the openings 60 are spaced closer together than the openings 60 shown in FIGS. And must be somewhat smaller than the opening. As the diameter is reduced to a point where three or more overlapping layers are formed at least in part, the openings 60 may be further spaced apart and may be somewhat larger in size. In this regard, the preferred embodiment of the stent described above and shown in the figures, shows 1.5, 1.75, 2, 3, 4 or 5 or more layers in its expanded roll. It is also preferably sized for use with blood vessels having a diameter in which the tubular body 13 is housed, with any rational number of overlapping layers therebetween. The choice of the stent 10 is given by the sheet length SL and the length of the perforated zones 30, 32, 34 and 30 ', 32', 34 'tailored to fit a specific range of body vessel lumen diameters. Can be Further, the selection of such a stent may be made with different sheet widths SW to bridge defects of various lengths of vessels in the body vessel. A physician can select a prosthesis 10 that is appropriately sized for a particular body vessel. The second and third directions 52 and 54 are respectively + 45 ° and −45 ° with respect to the 0 ° direction 50, and thus extend 90 ° from each other. As the sheet 11 is rolled into the tubular body 13, the perforations 28 extend one over the other at respective angles and include a suitable number of aligned openings 60 through the overlapping layers of the sidewalls. , These angles can be varied in various ways. In the preferred embodiment shown, the perforation zone comprises a first half 30, a second zone 32 and a third zone 34 of a first half 40, a second half 40 'of a second half 40' by a central line boundary zone 46. It is arranged so as to be separated from the zone 30 ', the first zone 32' and the third zone 34 '. Accordingly, the second and third directions 52, 54 of the second zone 32, 32 ′ and the third zone 34, 34 ′ are on the sheet 11 by the second and third directions 52, 54 of the elongated hole 28. Adjacent to each other across a center line boundary zone 46 to compensate for the resulting twist bias. The order of these zones forming the size walls of the tubular body 13 from the outermost layer to the innermost layer need not be the order shown in FIGS. As shown, in any such configuration, the sheet 11 may be rolled up such that the first perforated zone 30, 31 'is on the innermost layer instead of the outermost layer. Further, while the preferred number of perforation zones to provide substantially three layers in each half is three, the tubular body may be provided with substantially two or more layers in the expanded roll state. To do so, only two or more than three such perforation zones may be provided in each half. In order to provide substantially four layers on the tubular body side wall in the expanded roll state, when forming four perforated zones in each half, both have elongated holes extending 90 ° in the length direction of the sheet. A pair of additional parallel perforation zones may be provided. Further, in the preferred embodiment of the stent of the invention described above, portions of the first and second halves of the sheet are formed on either side of the central line region 46, thereby extending along the length (SL) of the sheet. A perforation zone forming a side-by-side perforation zone is provided. Additional rows of side-by-side perforation zones may be formed over the sheet width (SW), and it is also contemplated that the sheet length (SL) may be expanded. The choice of directions 50, 52 and 54 (or other suitable directions) in each drilling zone must be made to offset the curl biasing force caused by the drilling directions described above. This minimizes the tendency of the sheet to be twisted and unaligned with the length or 0 ° direction 50 of the sheet in the expanded roll state. Although the sheet is preferably formed from a metal foil, the invention may be implemented using a biocompatible plastic material or other suitable sheet metal. The prosthesis of the present invention may be used as a graft to bridge an aneurysm in a blood vessel and may be used in the systems described in the above-referenced '906 application. The prosthesis of the present invention may be used in any of a variety of other alternative applications where radial support is desired or where blood channeling is desired. It is intended for repair of a rupture of the arterial lining or repair of a dissecting aneurysm. The present invention can also be used as a stent in radial dilatation, laser ablation, rotational atherectomy, or other lesion repair techniques as described below for balloon angioplasty stenosis. The aforementioned stent 10 is preferably self-expanding, but has been expanded by an expansion mechanism, such as a balloon catheter, to provide an opening 60 through the sidewall of the tubular body formed upon expansion from the folded roll state. It will be appreciated that perforated zones and complementary patterns may be used in a multi-layer sheet stent that expands to a roll state. The perforation pattern of the present invention has a relatively large number of resulting openings 60 and is small enough to avoid significant blood loss therethrough. Although the present invention has been described in terms of a particular hole shape and pattern, the functional features of the present invention can be implemented using any of a wide range of hole sizes, shapes and distributions for any of the embodiments disclosed herein. Can be achieved. In general, the pore size and pattern will provide a retina for the side wall of the prosthesis that is small enough to avoid significant blood loss therethrough and large enough to promote endothelial cell growth. It must be. The "mesh holes" openings allow the clear or roll to pass through each of two, three, four, five or more adjacent layers of the sheet when rolled up to the expanded and implanted diameters. The effective cross section of the hole with the meandering passage is meant. Thus, for example, referring to FIG. 5, each slot in each of three adjacent layers may be about 0.2 mm wide and about 3 mm long. Due to the misalignment of the longitudinal axis of the overlapped holes, the diameter of the mesh opening 60 provided in the side wall 58 is on the order of about 0.2 mm. Generally, reticulation openings are intended to be less than about 0.5 mm, preferably less than about 0.25 mm, and more preferably less than about 0.10 mm. For some applications, a mesh opening of about 0.05 mm or less may be preferred. The density of the retina apertures and pores is such that the flow velocity of blood and serum through the sidewall is about 50 to about 3000 cc / cm at a mercury pressure of 120 mm. ^Two / Second is preferably within the range. The leak rate is about 200 cc / cm at a mercury pressure of 120 mm. ^Two / Sec, preferably about 100 cc / cm ^Two / Sec or less is more preferable. In microporous embodiments, the circular or nearly circular holes have a hole cross-section of less than about 0.05 inches, often less than about 0.01 inches, and depending on the desired stent performance, about 0.001 inches or It will be smaller than that. Much larger than the range listed above network The size of the hole is possible, but natural mechanisms extend the time until the hole is closed. This can be disadvantageous for applications intended for use as vascular grafts, where excessive blood loss through the pore wall is disadvantageous. Further, the retina distribution should allow for a continuous or nearly continuous layer of endothelial cell growth along the walls of the prosthesis. At present, endothelial cell growth is about 0,1 along a continuous metal surface. It is believed that it will not move more than 125 inches. As detailed above, the minimum size of the pore must be sufficient to allow endothelial cell growth therethrough. This can be achieved in holes with a net cross section measured in microns with strict limits that can be set through routine experimentation by those skilled in the art. Thus, one hole pattern and distribution pattern of a perforated sheet can involve the use of laser perforation or other techniques for perforating hundreds, thousands or more per square centimeter. The distribution may be regular, even random, as long as there is a statistical possibility that continuous or tortuous holes 60 in the expanded or implanted diameter extend through adjacent wall layers. And at a distance that is not more than about 1/8 inch or 1/10 inch as discussed above. One advantage of the hole configuration and pattern shown in FIG. 2 (other pattern designs are not specifically shown, but are encompassed by the scope of the invention) is that a suitable mesh hole is provided through any of a variety of implanted diameters. That is achieved in rolled, implanted and expanded prostheses. Since it is most preferred that the same stent or graft can be used for any range of vessel diameters, the optimal hole pattern and distribution will expand from the diameter at which the stent is inserted to any of a variety of implanted diameters This always achieves the pore distribution and size according to the above. Thus, the prosthesis of the present invention is expandable from an inserted diameter to any of a variety of implanted diameters, while achieving the endothelial cell growth that is the object of the present invention. As will be appreciated by those of skill in the art in light of the present disclosure, embodiments utilizing bore zones having a major longitudinal axis may have any of a variety of orientations with respect to one another. One consequence of certain hole patterns is the incorporation of roll bias in the finished product. The roll bias means that the stent is helically unwound in the axial direction as it is rewound from the insertion diameter to the implanted diameter, thereby tending to increase the axial length of the stent. In applications where roll bias is disadvantageous, perforation patterns such as left and right mirror image patterns are found to help minimize roll bias. For example, while the orientation of the vertical slots in the multi-zone embodiment of FIG. 2 is 0 °, −45 ° and + 45 ° from the longitudinal axis, the vertical slots may be the same throughout the sheet. Preferably, in order to minimize the roll bias, at least one zone or group of zones has an orientation of -θ with respect to the longitudinal axis to create a first roll bias, and the corresponding zone or zone Have an orientation of + θ so as to generate the opposite roll bias. θ can range from about 10 ° to about 80 °, preferably from about 30 ° to about 60 °, and more preferably from about 40 ° to about 50 ° with respect to the longitudinal axis of the sheet. Alternatively, if the pore size and distribution of the finished stent wall meets the above functional requirements when at the intended expanded diameter, one or more groups of pores may be elliptical or circular pores, elongated. Including a shank aperture, or other geometric configuration. The holes can be provided in any of a variety of ways that can be understood by those skilled in the art. For example, a sheet of material such as Elgiloy, or any of a variety of stainless steel or other biocompatible materials having sufficient spring force is provided. The sheet is then perforated using laser etching, light etching, and electron emission techniques or other means depending on the thickness of the sheet, the physical properties of the alloy or polymer sheet, and the desired hole diameter and pattern. In one embodiment of the present invention, the holes are formed using conventional light etching techniques. The etched sheet is then rolled up, confined in a restriction tube of about 21/2 cm, and heated to about 900 ° F for about 4 hours to relieve stress. In general, the larger the diameter of the restriction tube during the heating stress relief step, the greater the spring force in the finishing prosthesis. The heat-treated prosthesis is then rolled tightly and placed in a deployment catheter or packaged for subsequent use in a clinical setting. Prior to loading or packaging, the tubular prosthesis may be coated. As will be apparent to one of skill in the art in light of the disclosure herein, the use of anticoagulants such as heparin, endothelial cell growth initiators, macrophage anti-inflammatory agents, or any of a variety of other agents or coatings may be employed. it can. Another feature of the present invention is to provide a very low leading edge profile in an implanted prosthesis. It is believed that the leading edge profile, i.e., the radial thickness of the wall of the prosthesis, as viewed in the direction of blood flow, causes undesirable turbulence in blood flow. For example, the leading edge profile of one conventional coronary stent is 0.5. It is on the order of 0055 inches. The helically wound configuration of the present invention allows the use of very thin sheet materials that provide a relatively high radial strength to resist radial compression as a function of the total wall thickness. is there. This minimizes turbulence in the blood flow. For example, in accordance with the present invention, when the three layers are rolled up to overlap, the net thickness of the wall is 0.1. A stent having a sheet thickness of about .0015 inches, which results in 0045 inches, is considered to have a radial strength that exceeds the radial strength of a conventional non-rolled stent or implant with a greater wall thickness. Generally, it is preferred that the radial strain be initiated within a range of about 50 to about 760 mmHg total radial pressure. The inventor of the present invention stated that 001 inches, preferably with a leading edge profile of 0.003 in the implanted three-layer prosthesis. 0015 inches or less). Sheet thicknesses as small as 0005 inches or less are contemplated. According to an alternative embodiment of the present invention, the leading edge profile can be reduced by staggering the axial ends of the layers of the tubular stent. Thus, when the stent is rolled up into a normal expanded configuration within the vessel, each inner wound layer is slightly inserted from the previous layer, thereby stacking on top of each other. A step passage for the blood interface is formed instead of the entire front of some layers. This is accomplished in a number of different ways, as will be apparent to one of skill in the art in light of the disclosure herein. For example, by tapering the unwound sheet width so that the sheet is not a regular rectangle, a leading edge profile having stepped steps in the rolled configuration can be generated. Alternatively, the sheet can be rolled up in a slightly bowl-shaped configuration in advance, thereby achieving a gradual leading edge profile. Therefore, a thickness of 0. For a three-layer stent made of a 001 inch sheet, the leading edge profile is 0. 3 separated 0.003 inches. It can be made as small as a 001 inch step. Each stage is from the other stage in any amount determined as desired in the clinic, for example, about 0. From 001 inches to about 0. It can be axially spaced by one inch or more. As determined through routine experimentation by those of ordinary skill in the art in view of the particular application of the stent, the axial movement of adjacent steps produces a leading edge profile that minimizes turbulence, but vice versa. Optimized without affecting structural integrity (eg, radial strength). In addition, the tubular prostheses of the present invention provide a relatively uniform leading edge. Many other stents and implants have a jagged or cornered leading edge as a result of a wire configuration or diamond pattern that can be cut into the wall of the prosthesis. It is believed that a uniform leading edge helps minimize leading edge turbulence. The micropores of the present invention minimize turbulence in blood flow and optimize prosthetic compatibility, particularly when the micropores of the present invention are provided with the density and distribution described above. It is believed that facilitating continuous endothelial cell coverage along the inner wall of the stent makes the stent more biocompatible with blood and surrounding cells than without it. Another advantage of the rolled foil design is that it spreads the radial force of the stent evenly over most of the vessel wall, thereby reducing the localized stress on the inner plate, and thus due to the stress Inflammation that can be reduced or eliminated. It has a slot pattern similar to that described in the present application and has a thickness of 0.1 mm. A 16 mm x 51 mm rolled foil stent made of 002 inch nitinol was implanted into a 6 mm artery in the femur of a dog for 30 days, which showed that there was virtually no inflammation of the inventor of the present invention. Demonstrated in experiments modeled on dogs based on instructions (UCLA dog study # 97097). This is in contrast to balloon-expandable stents that cause severe inflammation of the vessel wall when implanted at high pressure in a similar model. Thus, in accordance with the present invention, the tubular prosthesis has sufficient area of contact with the vessel wall to sufficiently distribute the radial forces from the implanted stent and to minimize inflammation-causing reactions. Generally, the stent contacts about 50% or more of the adjacent vessel wall. Preferably, the stent contacts about 65%, 80%, or more of the adjacent vessel wall. The surface contact area of the microporous embodiment may be calculated based on the pore sizes disclosed elsewhere herein. In accordance with another aspect of the present invention, there is provided a method and apparatus for treating a site within a body lumen by sequentially deploying a plurality of tubular supports or stents along the length of the treatment site. Is done. In this way, two or more stents can be placed one after the other, either directly against the vessel wall or within a tubular graft as described in more detail below. The multiple continuous stent method according to the present invention can provide various advantages over conventional stent technology. For example, many coronary dysfunctions are relatively short (eg, 1 cm) while other vascular treatment sites can be 5 to 10 cm or longer. Conventional balloon expandable stents are typically deployed with a single stent or a single articulating stent per balloon catheter. Therefore, where separate stenting is desired, a large number of separate balloon catheter insertions must typically be used. Longer stents may result in a lower total number of stents for a given axial procedure length, but longer stents are difficult or impossible to navigate through tortuous and / or narrow vasculature There are things. Even with long stents, the fixed length of the stent limits clinical judgment. Furthermore, most or all practical stent designs, or segments of articulating stents, once deployed and expanded within a blood vessel, tend to assume a generally linear configuration. Thus, an expanded stent tends to straighten the blood vessel and may interfere with a malfunctioning stent located in a curved portion of the blood vessel. Further, even with relatively straight vessels, the linear nature of conventional expanded stents creates a risk of damage at the junction between the axial end of the stent and the vessel wall. Thus, in accordance with the present invention, a plurality of relatively short tubular stents are deployed one after another along the length of a vascular procedure. The axial length of each stent may be varied depending on the desired clinical application. For example, in coronary applications, multiple stents each have approximately 0,0. It may have an axial length in the range from 25 cm to about 2 or 3 cm or longer. Although shorter stents may be used in some applications, stents having an aspect ratio of at least about 1, and often greater than 2, may be desirable. The aspect ratio is the ratio of the length of the stent to the diameter of the expanded configuration such that a 16 mm axial stent placed within an 8 mm diameter vessel will exhibit an aspect ratio of 2 to 1. . The stent used in embodiments of the present invention may not necessarily include the various opening patterns disclosed herein above to minimize roll bias, among other purposes. Thus, relatively higher aspect ratios may be desired for tubular stents that are not formed to minimize roll bias. In general, the number of stents delivered to a treatment site in a single procedure will be a function of the length of the treatment site, the length of each stent, and the separation between adjacent stents selected by the clinician. Generally, if the treatment site is at a relatively curved portion of the blood vessel, as described below, it may be desirable to have a relatively shorter axial length per stent. Referring to FIG. 7, there is shown a schematic cross-sectional view of a multi-stent deployment catheter 120 according to an embodiment of the present invention. The deployment catheter 120 has a proximal end 122, a distal end 124, and an elongated flexible tubular body 128. Generally, proximal end 122 is provided with a controller 128 for manipulating catheter 120 to controllably deploy one or more tubular stents 130. Although the stents are shown spaced apart for clarity, they will typically be in axial contact with each other within the delivery catheter. Generally, the elongate flexible tubular body 126 has an outer diameter in the range of about 1 mm to about 8 mm, and about 0.5 mm. From 67mm to about 7. It will have at least one central lumen 132 having an inner diameter in the range of 5 mm. To manufacture tubular body 126, any of a variety of conventional materials and techniques known in the art of catheter construction can be used. Generally, for coronary applications, tubular body 126 will have an axial length in the range of about 135 cm to about 175 cm. For peripheral applications, the length of the tubular body will depend on the distance between the percutaneous or surgical access site and the treatment site. For example, for femoral-popliteal graft applications, the length of the tubular body 126 is generally in the range of about 50 cm to about 120 cm, and the outer diameter is in the range of about 1 mm to about 4 mm for femoral-popliteal applications. And may be larger in other applications. One, and preferably two or more, stents 130 are disposed within the distal end of the lumen 132. The stent 130 is preferably "self-expanding" such that it is maintained in a relatively small diameter configuration within the lumen 132, but expands radially outward when released from the catheter. Any of a variety of known self-expanding stents will be apparent to those skilled in the art, including spring coils, shape memory metals (eg, Nitinol). However, preferably a rolled flexible sheet type stent will be used. In one embodiment of the invention, catheter 120 is pre-loaded with a desired number of stents 130 before being placed in a patient, either during manufacturing or at a clinical site. For example, many, two, three, four, five, six, seven, eight, nine, or more than ten stents 130 may be placed within catheter 120 before being inserted into a patient. be able to. In one embodiment of the catheter 120, the stent 130 is loaded proximally into the distal end of the lumen 132. The total number of stents 130 for a given catheter design is determined by the desired number of stents available for delivery (a clinician may choose not to use all of the stents loaded into catheter 120), And engineering reasons such as the coefficient of static friction between the inner wall of the bore 132 and the inner wall of the lumen 132. In embodiments intended to deliver a relatively large number of stents 130, the inner wall of lumen 132 and the outer surface of each stent 130 may be coated with a smooth coating, such as Teflon or Paralene, or other materials known to those skilled in the art. May be desirable. In another embodiment, lumen 132 has a substantially uniform inner diameter over the entire axial length of catheter 120. In this embodiment, the stent 130 can be "bleached" to the proximal end of the catheter 120. Accordingly, a pusher is used to advance the stent distally through the lumen 132 to the deployment zone in the distal end of the catheter 120, either one at a time or in groups. Is also good. In the bleach-loaded design of the catheter 120, an additional stent 130 may be loaded into the catheter 120 while the catheter remains in the patient. To this end, the pusher may be withdrawn proximally from the catheter, and the additional stent desired may be loaded into the proximal end of the catheter and advanced distally into the deployment zone. At that time, the catheter is correctly positioned by the clinician, and an additional stent or stents may be deployed as desired. For distally loaded, or particularly proximally loaded stent embodiments, it may be desirable to seek to minimize friction between the stent and the inner wall of the lumen 132. For example, a smooth coating as described above can be used. Further, it may be desirable to rotate the stent within lumen 32 as the stent moves axially through the catheter. From the direction shown in FIG. 7a, rotation of the stent 130 is preferably achieved in a clockwise direction such that the radially outermost edge of the stent 130 is dragged against the inner wall of the lumen. You. In this way, the winding of the stent tends to be tighter and the friction between the stent and the catheter is reduced. Rotation can be accomplished by rotating core 136 and frictionally engaging pusher 134 with the stent. Any of a variety of configurations for imparting rotation to the stent 130 will be readily apparent to those skilled in the art in light of the present disclosure. Stent 130 is positioned distally from a deployment surface, such as the distal surface of pusher 134, for advancing stent 130 distally out of the end of catheter 120. Generally, pusher 134 connects to the distal end of an elongate, flexible, axially transmitting structure, such as the central core of tubular body 136 that extends proximally along the length of the catheter. Or the distal end of such a structure. In view of the disclosure herein, distal advancement of tubular body 136 with respect to catheter 120 deploys stent 130 from the distal end of catheter 129, as will be apparent to those skilled in the art. In a preferred deployment method, the relative movement between the catheter 120 and the core 136 is accomplished by holding the core 136 in an axially fixed position and retracting the catheter proximally until the stent 130 is deployed. Achieved. Thus, the distal end of the catheter is positioned at the desired location relative to the distal end of the implanted stent prior to deployment of the stent. Alternatively, tubular body 136 may be replaced with a non-tubular pushwire that runs parallel to guidewire 138. In embodiments using a tubular support 136, the guidewire 138 preferably runs axially through a central lumen within the tube 138, through a pusher 134, and axially through the stent 130. Preferably, the proximal end 122 of the catheter includes a controller 128 for controllably deploying the stent 130. Preferably, the controller 128 has a structure for directed deployment of the stent 130 such that one stent is deployed at a time under the direct control of the clinician. For example, the controller 128 may have a handle 140 and an actuator 142, such as a lever or trigger connected to the ratchet structure 144. Trigger 142 and ratchet 144 may be calibrated such that a single pull of trigger 142 deploys one stent 130. In this manner, the clinician can continuously deploy the stent 130 while withdrawing the catheter 120 proximally to produce a series of axially deployed stents. Alternatively, the tubular body 136 can be provided with a plurality of visual indicia, such as index lines, that are visible to the clinician on the proximal end of the catheter 120. The clinician can manually advance pusher 134 distally with respect to proximal end 122 of catheter 120 to deploy stent 130 as desired. In view of the disclosure herein, any of a wide variety of alternative deployment control structures can be readily designed, as will be apparent to those skilled in the art. Referring to FIG. 8, a plurality of stents 130 are shown sequentially deployed in a curved portion of an artery 146. The number of stents 130 used to treat a treatment site of a given axial length is highly at the discretion of the clinician, depending on the type of dysfunction and other aspects. For example, a dysfunction or other treatment site having an axial length of about 12 cm to 14 cm would be about 0,1 cm. The stent may be treated with five 2 cm stents with inter-stent spacing in the range of 1 cm to 1 cm. The separation between adjacent stents can vary considerably at the discretion of the clinician. Further, the present invention allows for the separation of adjacent stents so as to prevent a branch artery, such as the branch artery 148 shown in FIG. 8, from becoming obstructed. Referring to FIG. 9, one embodiment of a tubular graft and deployment catheter 160 is disclosed that may be used in a transluminal implantation procedure. Generally, catheter 160 has an elongated flexible tubular body 162 having a proximal end 164 and a distal end 166. Proximal end 164 is provided with a manifold 166 that contains a suitable connector as desired in view of the functionality of catheter 160. For example, the access port 169 is preferably axially aligned with the catheter 160, as is known in the art for receiving a guidewire 182. Access port 169 also includes a stent deployment actuator 178 that may be manipulated to deploy stent 172 from distal end 166 of catheter 160. The deployment actuator 178 may have a plate 180, such as a pushwire or a radially outwardly extending annular flange attached to the tube 181. In one embodiment, the plate 180 is advanced distally into contact with the port 169 to provide sufficient movement to deploy a single stent 172 from the distal end of the catheter. The distal surface of plate 180 is spaced a sufficient distance proximally from access port 169. Preferably, actuator 178 is provided with a lumen (not shown) for receiving guidewire 182. Additional access ports such as die port 171 may be provided as desired. Generally, the distal end 166 of the catheter 160 is provided with a stent 172 and a flexible tubular implant 176. Preferably, the stent 172 is connected to the implant 176 at a location beyond the distal end of the tubular body 162 or through one or more side openings of the tubular body 162. The distal end 166 of the illustrated embodiment is provided with an axially extending slot 170. The slot 170 allows the wound stent 172 to be positioned within the distal end of the tubular body 162 with the free end 174 of the wound stent 172 extending through the slot 170. I do. In this manner, the stent 172 can be completely positioned within the catheter 162 and positioned and connected to the implant 176. Implant 176 is connected at its distal end to free end 174 via the use of any of a variety of adhesives, stitching, thermal bonding, mechanical interfitting, and the like. The vascular graft 176 is dragged proximally along the outside of the tubular body 162. Implants 176 having lengths in the range of about 2 cm to about 30 cm are contemplated, although other lengths may be desirable depending on the clinical application. Any of a wide variety of known graft materials, such as Dacron or polytetrafluoroethylene, may be used with any subsequently developed graft material apparent to those skilled in the art. Referring to FIG. 11, one embodiment of a distal end for a stent deployment catheter adapted for use with either the catheter design of FIG. 7 or FIG. 9 described above is disclosed. The generally cylindrical tip 200 is provided with a proximally extending annular flange 202 adapted to fit within the tubular body 162. Proximal flange 202 terminates at its proximal end as stop surface 204. Stop surface 204 is axially spaced from a complementary stop surface 208 of axially movable actuator 206. Guidewire lumen 207 is shown passing axially through actuator 206. Stent compartment 210 is located distal to actuator 206. As will be apparent to those skilled in the art, the axial length of the stent compartment 210 will be a function of the number of stents desirably loaded within the stent compartment 210. Similarly, the axial separation between the stop surface 204 and the supplemental stop surface 206 corresponds to the desired axial movement of the actuator 206 to fully deploy the stent contained in the stent compartment 210. There will be. In view of the disclosure herein, and as will be apparent to those skilled in the art, any of a wide variety of other specific structures for deploying a self-expanding stent from the distal end of catheters 164, 120 include: It can be devised immediately. In use, a surgical incision or percutaneous puncture is performed to provide access to the vessel being treated. Thereafter, catheter 162 is inserted into the vessel and advanced through the lumen until stent 172 is positioned in or beyond the treatment zone as viewed from catheter 162. The deployment structure is advanced distally with respect to catheter 162 such that stent 172 is deployed from the distal end of catheter 162. Deployment of the stent 172 from the catheter 162 causes the stent 172 to assume an expanded radial configuration within the vessel, thereby supporting the tubular graft 176 against the vessel wall. Thereafter, the catheter 162 may be withdrawn proximally, leaving the graft 176 extending from the stent 172 through an artery or other blood vessel to the clinician. The proximal end of the implant 176 may be secured via a surgical attachment procedure known to those skilled in the art. Alternatively, the proximal end 176 may be secured within the vessel via the use of a second expandable stent, deployed from the same catheter 162 or a separately introduced catheter. In a preferred embodiment, catheter 162 includes at least a distal stent 172 and a proximal stent (not shown) to support the proximal end of implant 176. Thus, procedures such as femoral-patella bypass do not require surgical dissection and anastomosis and can be achieved percutaneously according to the present invention. As shown in FIG. 12 during the procedure, in a further embodiment, the catheter 162 includes three or more stents, including a distal stent 172 and two or more self-expanding stents. This allows the catheter to be withdrawn near the next location of the distal stent 172 and one or more stents to be positioned intermediate the proximal and distal ends of the implant 176. The most proximal stent can be located at or near the proximal end of the implant 176. Thereby, the plurality of supports can be positioned within the graft of the blood vessel to support the intermediate portion and enhance the patency of the graft over the entire length. The multi-part support of the graft surface of the present invention can be achieved in a variety of ways, depending on the catheter design and clinical preference for a given procedure. For example, the distal stent 172 may be attached to the implant 176, as discussed above. As will be apparent from the disclosure herein, one or more intermediate supports 184 may also be implanted, for example, by axially extending a proximal slot 170 on catheter 160. It may be attached to the piece 176. With such a design, a predetermined space can be reliably created between the intermediate support 184 and the distal end support that are close to each other in the axial direction. Alternatively, the axial separation of adjacent supports is determined by the clinician during the procedure. In this case, the intermediate support 184 is positioned within the catheter 160 as described with respect to the catheter of FIG. Thus, axially distal movement of the stent deployment surface 134 relative to the catheter 160 controllably deploys the intermediate stent. Depending on the length of the implant 176 and the distance between adjacent supports, the clinician may or may not use all of the intermediate supports 184 in implanting a given tissue. One of the supports 184 is preferably positioned at or near the proximal end of the implant 176, which is a point near where the implant is to be implanted. In the treatment of relatively large vessels such as the femoral popliteal circulation, the outer diameter of the catheter 160 will be about 2-3 mm and the inner lumen diameter of the expanded stent 184 will be on the order of about 4-10 mm. Thus, if the physician determines during the procedure that the distance between adjacent stents 184 is too large, the physician can advance the catheter 160 distally through the previously deployed stent 184. If patency fluoroscopy of the graft lumen is warranted, by real-time fluoroscopy or other fluoroscopy of the procedure, the physician will place the first plurality of supports 184 and the resulting The patency of the lumen can be estimated and, if necessary, a second one or a set of supports 184 can be placed. Retracting the catheter 160 proximally following deployment of the distal stent 172 may cause the graft 176 to move proximally within the vessel. Accordingly, it is desirable to secure the distal stent 172 to the vessel wall or to increase the coefficient of static friction between the stent 172 and the vessel wall. Applying a relatively large radially outward expansion force to the stent 172 can sufficiently secure the stent 172 within the vessel, but excessive outward force is not medically desirable. As an alternative fixation structure, the distal stent 172, and similarly possible intermediate and proximal stents 184, may be provided with multiple fixation devices. Referring to FIG. 13, there is shown a planar sheet 186 on which tubular stents 172 and 184 are wound. The sheet 186 is provided with a plurality of slots or punch holes 188 over at least a portion of the axial length of the sheet 186. In use, the sheet is in a rolled shape (see FIG. 14), and in the rolled shape, two or three or more overlapping layers are usually formed on the sheet 186, so that the fixing member 188 has the axial length of the sheet 186. It need not be applied throughout. When the stent is rolled as shown in FIG. 14, the punch holes 188 become radially outward ramps 190 which can be used to secure the graft 176 to the vessel wall. Various objects can be achieved by coating or coating certain surfaces of any of the stents disclosed herein prior to implantation into a blood vessel. As used herein, the term "coating" is intended to substantially cover any form of material deposited on or near the surface of the stent, such as a jacket or thin film. Here, any form of material does not relate to the composition, porosity, adhesion, thickness, or biological activity or inertness of the material. For example, a coating can be used to affect the physical properties of a stent. This physical property is, for example, the spring force or radial strength of the material under the coating or of the cross-sectional area of the hole as in the previously disclosed microporous embodiment. Other coatings can be selected for their biochemical reactivity or stability. For example, coatings consisting of or containing various prostaglandins, cAMP (cyclic AMP), aspirin, coumadin, or heparin may reduce platelet adhesion and reduce thrombogen formation. Useful. Other coatings may be selected to stimulate or inhibit neointimal growth, prevent restenosis of other etiologies, or achieve results based on other physical or biological activities. Good. Coatings as contemplated herein may be permanent, biologically absorbable, or transient in the intended use (aqueous / blood) environment. Referring to FIG. 15, there is shown an unrolled sheet 220 of the type that can be rolled into a tubular stent or prosthesis, as described above. The sheet 220 may have a slotted opening pattern, or round or irregular openings randomly or regularly arranged, as desired. Although sheet 220 is described with respect to a stent having approximately three overlapping layers in an implanted (in vivo) configuration, the three-layer structure is only one example of an application of the present invention, and the scope of the present invention is limited to a specific number of overlapping layers. It is not intended to be limited to Instead, the description of the three-zone embodiment of FIG. 15 describes three concepts on a stent of the type disclosed herein having at least some overlap in the implanted configuration. It shows a typical zone. The actual stent as an expanded in vivo is about 1. 2 or 1. From 5 turns to about 3 or 3. Somewhere in five turns. Generally, at least about 1. 5 or about 2. Zero turns (two layers) is desirable for sufficient radial strength, and in some applications about 2. Five or about three turns may be useful. The minimum number of in vivo layers desired for a given application is affected by the lubricity of any coating on the surface of sheet 220, as will be discussed. Referring to FIG. 15, the stent 220 can be conceptually divided into three zones. When implanted, the inner zone 222 forms the inner wall of the stent. Thus, the inner interface 228 of the inner zone 222 contacts blood or other bodily fluids in the blood vessel. The intermediate zone 224 has a In any stent that has more than zero turns. At least a portion of the inner surface 228 and the outer surface 230 of the intermediate zone 224 are shielded from direct contact with blood flowing through the blood vessel and the blood vessel wall. Exactly 3. In a zero-wound implanted stent, contact of the intermediate zone 224 with blood or tissue typically involves all biological contact through a hole or opening in the adjacent inner or outer zone 222 or 226. Or chemical contact. Another example of a coating is to use the stent to deliver radioactive material to the site of a stenotic injury. The sheet itself may be composed of radioisotopes, or the sheet may be coated, coated, or implanted with radioisotopes. There are many examples in published literature on the effect of preventing smooth muscle irradiation for preventing the occurrence of restenosis. The problem was the delivery of radioactive particles to the potential damage site. Radiation such as gamma rays is so powerful that it can pass through almost anything except thick lead, making it difficult to handle and use. Beta rays penetrate very short distances and must be brought into almost direct contact with the surface to be treated. BES devices that have been used to deliver radioactivity have not been effective because the radioactive struts are so far apart that they leave blank spots in the interstrut region. Microporous rolled foil stents, on the other hand, are ideal vehicles for delivering radioactive particles such as alpha or beta radiation. For example, the outside 3/1 or 2/1 of a rolled foil stent having three or two layers could contain radioactive material. Upon placement at the lesion, the outer layer of the stent abuts the arterial wall and delivers radioactivity directly to the area attached to the stent. One or more inner layers of the stent act as a radiation barrier, protecting the blood from unnecessary radioactive contamination. The nature and concentration of the inner layer of the stent material may even reflect some of the radiation to the vessel wall. In either case of radiation absorption or reflection, the protective inner layer of a stent with such a multi-layer design would otherwise be received by an open-structured BES-type stent or a single-layer foil stent without the multi-layer. A higher and more uniform radiation dose can be delivered to the vessel wall than would be possible. As outer zone 226 surrounds the outer surface of the implanted tubular stent, outer interface 230 of outer zone 226 contacts the vessel wall. As will be appreciated by those skilled in the art, in a stent 220 intended for placement in a vessel sized so that the stent has two completely overlapping layers in the implanted configuration, the central zone 224 is eliminated and the medial zone is removed. Inner interface 228 of zone 222 is in direct contact with blood, and outer interface 230 of outer zone 226 is in contact with the vessel wall. The only structure of the rolled multilayer tubular stent of the present invention can be coated on the entire sheet 220 or on selected portions of the sheet 220 to achieve any of a variety of purposes. For example, at least the inner interface 288 of the inner zone 222 and the outer interface 230 of the inner zone 222, which is also possible, may be, in one embodiment, biologically compatible to reduce thrombogenesis. Coated with certain materials. As will be appreciated by those skilled in the art, for example, Parylene (Specialty Coating Systems, Inc. , Indianapolis, IN, 46241), heparin (eg, a photolink heparin coating from BSI Corporation, Eden Prairie, Minnesota 55344), PTFE spray, or the like. Eventual neointimal growth on the inner surface of the stent can make the antithrombogenic coating temporary (eg, for about 1-2 weeks). At least the outer contact surface 230 of the outer zone 226, and similarly possible the inner contact surface 228 of the outer zone 226, and the entire intermediate zone 224, may be bare metal. Contact between the metal outer surface 230 and the vessel wall desirably stimulates neointimal growth through the stent. Thus, the tubular stent formed by sheet 220 has a metal outer surface 230 to contact the vessel wall and stimulate neointimal growth, and an inner interface 228 to minimize thrombogenicity of the stent. It is preferred to have a biologically compatible coating. The rolled shape of the present invention allows for a combination of coated and uncoated surfaces on the final stent. Thus, the blood contacting surface can be provided with a first coating, and the tissue contacting surface can be provided with a second coating that is different from the first coating. Alternatively, either the blood contacting surface or the tissue contacting surface may remain uncoated, while the other surface is coated. In stents having an intermediate zone 224, an intermediate zone may be provided on one or both sides of the coating to, for example, inhibit cell growth, provide adequate chemical communication, or achieve other desired purposes. Can be The coating may be applied using any of a variety of techniques, as will be apparent to those of skill in the art in view of the disclosure herein. For example, in embodiments where at least a portion of both the inner interface 228 and the outer interface 230 are coated, the sheet 220 may be dipped into a coating reservoir or coating precursor material. For example, the sheet 220 is immersed in the coating material to about 4/1 to about 2/1 of the sheet length, preferably to about 3/1 of the sheet length, to form the inner zone 222. Alternatively, the outer zone 226 can be coated. Thereafter, the other end of the sheet can be dipped into the second coating material such that the inner surface of the rolled tubular support has a different material than the outer interface. Alternatively, the coating material can be applied using techniques known in the art, for example, by spraying the sheet or parts of the sheet. With a spray, one side of the sheet can be selectively coated, for example, the inner contact surface 228 or the outer contact surface 230 of the sheet. With a fusing tool or masking technique, a portion of one side of sheet 220 can be coated using a spray technique. The rest of the sheet may remain uncoated metal or may have a different coating. For example, in embodiments where a bare metal surface is desirably placed in contact with the vessel wall and desirably a coated surface is placed in contact with blood flow, only a portion, e.g. It is advantageous to spray coat the entire inner interface 228, even when in contact with the bloodstream. However, coating the sheet 220 to be covered by the intermediate zone 224 may, for example, add unnecessary thickness to the sheet. In general, it is desirable to keep the thickness of the sheet as thin as possible to minimize the introduction cross-sectional area of the tubular stent. Therefore, the expanded shape of the sheet (e.g. 5 layers overlap, 1 layer overlap, 1. 1. 5 layers overlap, 2 layers overlap, The five-layer overlap, three-layer overlap, or other) is estimated to some extent during the coating process, and taking into account that estimate, only enough surface area of sheet 220 is coated to provide a suitable surface for the final stent. A coating should be applied. The coating may have a molecular layer thickness of about 2-3. In another embodiment, the coating has a thickness of, for example, 0.5 mm. 0001 inches or 0. It may take the form of a relatively thick cover, such as a film or a jacket, such as 001 inches or larger. In thick coating embodiments, the coating can be used to achieve various physical property objectives, such as controlling the size of the pores of the microporous openings through the stent wall. The sheet 220 is approximately 0.5 It can be manufactured using EDM technology with small openings of 001 inches (about 25 microns). Smaller openings can be provided by covering relatively large openings with a coating and reducing the size of the openings. Thin films having a controlled aperture size for use with this aspect of the invention have relatively low structural consistency (e.g., PTFE film is about 25-250 ml water / cm2 at 120 mmHG pressure). ^Two Per minute and a thickness of about 25-50 microns), and therefore cannot be used as such in stent applications. However, when applied to the sheet 220 of the present invention, the sheet 220 provides sufficient support to produce a functional tubular stent, while the supported film controls the aperture size of the stent. In addition, this film can act to reduce thrombogenesis or other biological functions. Thin films, such as expanded PTFE films, having a thickness of less than about 10 microns, preferably less than about 5 microns, can be used for this purpose. Generally, the aperture size of the film is in the range of about 2 to 10 microns. According to another embodiment of the present invention, a thin film or other coating can be used as an isolation layer to regulate the biological communication between the inside and outside of the tubular prosthesis. For example, a central zone, such as the middle zone 224 of the microporous sheet 220, may be flattened on one or both sides with a thin layer of PTFE, ePTFE, or other suitable biocompatible isolating material (eg, about 0 .0004 to about 0.006 inches). Coating can be done entirely or partially on the inside only, on the outside only, or on both sides of the sheet to create an isolation barrier. The isolation barrier separates blood flow from the blood vessel wall. In one embodiment, the isolation barrier coating is provided in the middle 30% to 40% of the length of the sheet 220. In the deployed in vivo condition, the coated stent separates blood flow from the arterial wall and / or injury, aneurysm, penetration, or other impairment of the arterial wall. In the partially covered isolation layer embodiment, the uncoated microporous foil stent layer is exposed to the arterial wall outside the stent and the blood flow inside the stent. These uncoated microporous layers allow the growth of new intimal tissue and the attachment of the stent to the microporous surface, while the isolation barrier provides a smooth muscle cell formation that is triggered by components in the blood. Reduce or eliminate growth stimulatory effects. According to another aspect of the invention, the flexible sheet is configured to allow perfusion through a branch vessel, such as a renal vessel, in abdominal aortic aneurysm applications. Referring to FIG. 16, a sheet 240 configured to allow perfusion of a branch vessel is disclosed. Sheet 240 includes at least one microporous zone 242 and at least one perfusion zone 244. Microporous zone 242 and perfusion zone 244 are oriented on sheet 240 such that when sheet 240 is rolled into a tubular prosthesis, the prosthesis has perfusion zone 244 and microporous zone 242 thereon. In one embodiment, the perfusion zone 244 is located adjacent one end of the stent. In another embodiment, the perfusion zone 244 is located between the two axial ends of the stent and is spaced from the axial ends of the stent. The exact axial position of the perfusion zone 244 along the length of the stent to be implanted can be varied depending on the implantation position where the tubular prosthesis is intended for the branch artery. In general, the microporous zone 242 can have an aperture size and / or orientation pattern according to any of the previously disclosed embodiments. Preferably, the perfusion zone 244 is provided with a plurality of openings 246 that are generally much larger in diameter than the micropores of the micropore zone 242. In this embodiment, the net opening size through the side wall of the rolled stent will be sufficient to allow perfusion down the bifurcated artery through the side wall of the stent. In the illustrated embodiment, the perfusion zone 244 is provided with two, three or more elliptical openings, which are 1.5 to 3 times the diameter of the branch vessel. It has a long shaft diameter and a short shaft diameter that is 1.25 to 2 times the branch vessel. Alternatively, openings 246 may be rectangular openings separated by a plurality of lateral struts. As will be apparent to those of skill in the art in light of the disclosure herein, the particular open cross-sectional area and pattern can be varied according to the desired degree of branch arterial perfusion. According to another aspect of the invention, a modification is provided to the rolled sheet to ensure that when the stent is implanted in the vessel, the ends of the sheet conform to the shape of the cylinder wall. For example, see FIGS. One feature of the design of the rolled foil sheet 250 is that the inner end 252 and the outer end 254 cause a change in the spring force at these ends (sometimes referred to herein as flexible). Unless there is a separation from the perimeter defined by the rest of the rolled sheet. To this end, the ends are defined as the area within about the last 1/4 to 1/2 inch of each end of the sheet of fuel, which sheet is, for example, 0.002 inches thick. And is made of a material such as Nitinol or Elgiloy, and is about 26-76 mm in length. Inside the rolled foil, this separation of the distal end 252 is represented as a short segment of the stent wall, which forms a chord across a portion of the perimeter of the central lesion of the stent. If the stent is wound about 8 mm in diameter, the length of this chord may be about 1/4 inch. The chords form a small axial channel isolated from the central lesion created by placing the stent in a tubular structure, such as a blood vessel. At the outer end 254 of the stent, the distal end of the foil forms a tangential flap. This tangential flap does not conform to the rim of the tube when the stent is wound at or about 8 mm in diameter. The flap becomes longer and sharper as the stent is wound tighter, shorter and less arcuate as the stent diameter increases. At a diameter of about 16 mm, the ends of the foil follow the shape of the periphery of the tubular stent, so that there is almost no flap. This effect creates a small separation layer when the stent is placed in a rigid tube. Alternatively, if the stent is placed in a flexible tubular tube, such as a blood vessel, this effect creates a point of stress concentration. The two separating layers mentioned above are a function of the thickness of the sheet material, the modulus of elasticity of the material (Young's modulus), and the radius of the arc over which the foil is bent. If two materials of equal modulus but different thickness are bent around a similar radius, the thicker material will tend to deviate more from the fixed radius of the tube. If the thickness of the material is kept constant and the modulus of elasticity is varied, a material with a higher modulus of elasticity will form a greater deviation from the periphery of a tube or the like. In this example, the deviation from the radius is caused by the effect of spring forces in the material used to create the stent. In this example, the material is Nitinol, 0.002 inches thick. As the stent is rolled up to form a tube, the flat sheet is first bent to form an arc. The length of the stent on each side of the center of the arc acts as the center of stress distance, and the resistance at the center of the arc acts as a fulcrum. As the arc is further formed in the tube, the ends contact. A helical tube is formed when one end overlaps the other end. As the tube diameter decreases and the ends are continuously wrapped around the tube to create multiple layers, the stress center distance is continuously reduced. As long as the center of stress is long enough to overcome the spring force of the material caused by the arc, or if the center of stress is large enough that the spring force is insignificant, the material takes the form of an established arc; A spiral tube having a plurality of attachment layers is formed. If the stress concentration is too short to overcome the spring force of the material, or if the radius is short enough that the spring force increases beyond the spring force that the stress concentration can overcome, both ends will be Deviating from the defined radius, producing chords and flaps at the distal end as described above. Any of several configurations that reduce the spring force near the ends 252, 254 of the foil in proportion to the reduced stress concentration distance will bring the end zone or end closer to the defined tube curvature. Can be approximated as follows. In the embodiment of FIGS. 17 and 18, the sheet 250 has a cross-sectional metal content of about 67% at the reference point 256 immediately before the defined ends 252, 254. Sheet 250 includes distal ends 252, 254 that include oval holes, the holes increasing as each row of holes approaches the corresponding end of the sheet. The first row 258 of oval holes represents a metal content of about 65%, and the last row 260 of oval holes represents a metal content of about 38%. Referring to the embodiment shown in FIG. 18, each of the openings in the distal zone or end 252 (or 254) is a generally elliptical hole, which has a length about twice the width dimension. The centers of the openings in each row are spaced about 2.00 mm from each other along a plane transverse to the longitudinal axis of the sheet. The openings in the smallest flexible row 258 have a width of about 0.4 mm, and the openings in the largest flexible row 260 have a width of about 0.9 mm. The opening in row 262 has a width of about 0.5 mm, the opening in row 264 has a width of about 0.6 mm, the opening in row 266 has a width of about 0.7 mm, and the opening in row 268 has a width of about 0.5 mm. It has a width of 8 mm. The length of the zone 252 is about 5.3 mm on a sheet having a total length of about 51 mm, and the width is about 6.0 mm. This particular embodiment includes a Nitinol sheet about 0.002 inches (0.051 mm) thick. As more metal is removed from the end, the spring force decreases proportionately. In this example, the stent is able to form a more complete cylinder when the stent is rolled to a diameter of 6-8 mm due to the gradual decrease in the spring force at both ends. These end portions can have longer lengths for thicker metals, larger elastic moduli, or smaller radii in proportion to changes in the length of the stress concentration distance. Conversely, a greater proportion of metal can be removed to achieve greater compliance with the desired radius. FIG. 19 shows an embodiment of another design. The distal end 254 of the sheet 250 is provided with a plurality of axially extending supports 270 that are spaced apart from each other to provide a plurality of openings 272. The support 270 of the illustrated embodiment tapers from a relatively large width at the first end 274 to a relatively small width at the second end 276 near the end of the sheet. . In this embodiment, openings 272 are provided with a complementary trapezoidal shape to gradually increase the lateral flexibility of the sheet in the direction of the distal end of sheet 250. In one embodiment, the opening 272 has a thickness of about 0.0020 inches, an axial length of about 51 mm, and a width of about 6. It is provided on a 0 mm Nitinol sheet. The length of the distal end 254 is about 5.3 mm. The sheet is provided with four supports 270 spaced from the edge of the sheet. Each support has a width of about 1.24 mm at a first end 274 and about 0.7 mm at a second end 276. In another design, holes of a given diameter are spaced closer together near the edge of the sheet, thus providing more holes per row and removing more metal per row to reduce spring force. Can be reduced. Other designs include holes of any shape, conical slots, serrated edges, tapered ends, etching, stretching, rolling, or other methods that result in reduced spring force at critical ends as described above. Variations in metal thickness by other means known to those skilled in the art can be included. Thus, the advantages of the present invention can be achieved by any of a variety of structures that gradually increase flexibility toward the axial end of the sheet. In general, the sheet can be thought of as splitting into a central zone, a first end at a first end, and a second end at a second end. In many embodiments, the central zone will have a relatively constant flexibility or spring force feature over its axial length. Each of the distal ends has an axial length so that when the sheet is implanted in the vessel, the axial ends of the sheet can follow a portion of the cylindrical inner or outer surface that the sheet adopts. Will have a relatively increasing degree of flexibility over time. Although the present invention has been described in terms of several preferred embodiments, variations of the present invention will be apparent to those skilled in the art in light of the present disclosure. Therefore, it is intended that the scope of the invention be limited only by the appended claims, and not by the description of the specific structures contained herein.

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ，ＨＵ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ (72)発明者ヤング、ジョー、ダブリュー. アメリカ合衆国 92677 カリフォルニア州ラグナニグエルチャットドライブ 28352 (72)発明者ローゼンブラス、ロバートアメリカ合衆国 92677 カリフォルニア州ラグナニグエルチェリーヒルプレイス 24161 (72)発明者ブレネマン、ロドニーアメリカ合衆国 92675 カリフォルニア州サンファンキャピストラノラスパルマスデルマー 34002────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of front page (81) Designated countries EP (AT, BE, CH, DE, DK, ES, FI, FR, GB, GR, IE, IT, L U, MC, NL, PT, SE), OA (BF, BJ, CF) , CG, CI, CM, GA, GN, ML, MR, NE, SN, TD, TG), AP (GH, KE, LS, MW, S D, SZ, UG, ZW), EA (AM, AZ, BY, KG) , KZ, MD, RU, TJ, TM), AL, AM, AT , AU, AZ, BA, BB, BG, BR, BY, CA, CH, CN, CU, CZ, DE, DK, EE, ES, F I, GB, GE, GH, HU, IL, IS, JP, KE , KG, KP, KR, KZ, LC, LK, LR, LS, LT, LU, LV, MD, MG, MK, MN, MW, M X, NO, NZ, PL, PT, RO, RU, SD, SE , SG, SI, SK, SL, TJ, TM, TR, TT, UA, UG, UZ, VN, YU, ZW (72) Inventor Young, Joe, W. United States 92677 California Province Laguna Niguel Chat Dry Step 28352 (72) Inventors Rosenbras, Robert United States 92677 California Province Laguna Niguel Cherry Hill Place 24161 (72) Inventor Breneman, Rodney United States 92675 California San Juan Capistrano Las Palmas del Mar 34002

Claims

[Claims] 1. An elongated flexible tubular implant, Flexible tubular implant body having a proximal end, a distal end, and a central lumen extending therebetween Has, Having a distal self-expanding graft support disposed within the distal end of the implant; A proximal self-expanding graft support disposed within the proximal end of the graft; At least one intermediate located within the implant between the distal support and the proximal support Having a self-expanding support, At least a portion of one of the supports is provided with a porous coating, Elongated flexible tubular implant. 2. The implant of claim 1, wherein the distal self-expanding support is mounted on the implant. 3. A method of introducing a plurality of self-expanding stents into a lumen, Elongable, with a stent lumen extending axially at least over the distal portion A flexible tubular deployment catheter and located within at least a proximal portion of the stent lumen Providing an axially movable stent deployment row; Advancing the catheter through the vessel and beyond the lumen to the treatment site , The catheter is withdrawn axially proximally to the deployment row and a first stainless steel is inserted into the lumen. Deploying the Repositioning the catheter, Withdrawing the catheter axially proximally with respect to the deployment row to at least a second within the lumen Deploying the stent of A porous coating on at least a portion of each stent; How to introduce a self-expanding stent. 4. 4. The plurality of claim 3, wherein the treatment site is at least about 2 cm in axial length. Self-expanding stent introduction method. 5. 4. The method of claim 3, further comprising deploying at least a third stent within the lumen. A plurality of self-expanding stent guide methods as described. 6. Introduce multiple stents to the proximal end of the catheter 4. The method of claim 3 further comprising the step of advancing a distal portion of the catheter through the catheter. Multiple self-expanding stent introduction methods. 7. A tubular prosthesis, A flexible sheet having a first edge and a second edge, wherein the sheet comprises a first sheet. Is located inside the tube and the second edge is located outside the tube, Can be wrapped around a tube, Including a first transition region near the first edge; Including a second transition region near the second edge; The first transition region has increased flexibility in the direction of the first edge, and the second transition region has a second transition region. The flexibility increases in the direction of the second edge, Tubular prosthesis. 8. The sheet provides a relatively constant flexibility between the first transition area and the second transition area. 8. The tubular prosthesis of claim 7, further comprising an intermediate region having. 9. 9. The sheet of claim 8, wherein the first transition region is about 20% of the axial length of the sheet. A tubular prosthesis as described. 10. The tubular person according to claim 7, wherein the first transition region includes a series of progressive openings. Engineering organ. 11. A method of optimizing a central lumen of a rolled sheet type tubular prosthesis, Flexible system having at least a first flexible region and a second flexible region thereon A second flexible area adjacent the edge of the sheet. , A step for winding the sheet into a tube having an inner surface so that the edge is located on the inner surface of the tube. Including Adapting the second flexible region to an adjacent surface of the tube. A method for optimizing the central lumen of a rolled sheet type tubular prosthesis. 12. Self-contained with multiple ports through the side wall to promote cell ingrowth A self-expanding tubular prosthesis, wherein the prosthesis has a first number of turns about an axis A flexible perforated sheet wound to a first insertion diameter, wherein said prosthesis comprises a second perforated sheet. Spreading into a substantially cylindrical prosthesis having a second implantation diameter with a small number of turns Is self-biasing and is radially expandable by the adjacent layers of the sheet. Multiple perforations that penetrate the prosthesis are aligned and extend across the sidewall of the prosthesis. Number of ports and seats with different areas of biasing force A self-expanding tubular prosthesis, with the innermost wrap of the seat approximately conforming to a cylinder. 13. A tubular prosthesis, Including a flexible rectangular sheet, said sheet extending along a longitudinal axis, and the sheet At least a first, second, and third group of openings, The first group includes a first plurality of parallel slots inclined at a first angle with respect to the longitudinal axis. Including A second group includes a second plurality of parallel slots inclined at a second angle with respect to the longitudinal axis. Including This wraps the sheet at least about three times around the axis to form a tubular prosthesis. If so, the openings from the first, second and third groups are aligned and The first, second and second ports define a plurality of ports extending through the sidewall of the device. A third group of openings is placed on the sheet, Including a porous coating on at least a portion of the sheet; Tubular prosthesis. 14． An intraluminal stent that can be implanted in a body vessel lumen, A tubular body, the tubular body having a side wall and a first end and a second end of the tubular body. Having an axially extending inner lumen extending therethrough, the tubular body extending into the vascular lumen Biologically adapted to form the sidewall and inner lumen when deployed in a rolled condition When the sheet is made of a flexible material and the sheet is in an expanded winding state The length of the sheet providing the first and second overlap layers and the length in the axial direction Has a seat width corresponding to Forming a first and second portion of the sheet displaced from each other along the sheet length; First and second perforated regions formed, wherein the first perforated region is in a first direction. A first plurality of elongated perforations extending parallel to each other, said second perforated region Is a second plurality of elongated members extending parallel to each other in a second direction different from the first direction. With perforations, A seat having a different spring force than at least one other part of the seat At least one transition region, wherein the transition region is exposed to the inner lumen, When the sheet is wound around the tubular body having at least two layers in the vessel lumen , The first and second perforated areas substantially overlap each other, and the elongate perforated hole is formed in the side wall. Providing an opening through the alignment portion of the Tubular prosthesis. 15. A method for minimizing roll bias of a self-expanding tubular prosthesis, Providing a flexible sheet, Forming at least a first and a second group of openings through the sheet; Including Rolling the sheet about a longitudinal axis to form a self-expanding tubular prosthesis Including Roll bias in a first direction along a longitudinal axis by a first group of openings Component occurs and is caused by a second group of openings in a second opposite direction along the longitudinal axis. Roll bias component minimizes the net roll bias of the tubular prosthesis Become Method for minimizing roll bias in self-expanding tubular prostheses. 16. Self with multiple ports through the sidewall to promote cell ingrowth An expandable tubular prosthesis, wherein the prosthesis comprises a first number of turns about an axis. A flexible perforated sheet wound to a first insertion diameter, wherein the prosthesis is Self bias by spreading to a second landing diameter with a small number of turns of 2 Is radially expandable and has a sufficient number of threads to penetrate adjacent layers of the sheet. The holes are aligned to form a plurality of ports extending across the side wall of the prosthesis; Self-expanding tubular prostheses with adjacent ports separated by about 0.125 inches . 17． A tubular prosthesis, Including a flexible rectangular sheet, said sheet extending along a longitudinal axis, and the sheet At least a first, a second and a third group of openings, The first group includes a first plurality of parallel slots inclined at a first angle with respect to the longitudinal axis. Including A second group includes a second plurality of parallel slots inclined at a second angle with respect to the longitudinal axis. Including A group of first, second and third openings are arranged in the sheet, with the sheet centered on an axis. Wrapped around the heart at least about three times to form a tubular prosthesis, the first, second, and third groups; A plurality of openings from the loop are aligned and extend through the side wall of the prosthesis. A group of first, second and third openings are arranged in the sheet to form a port. Placed, Tubular prosthesis. 18. A method of minimizing blood turbulence at the tip of an implanted tubular prosthesis, A tubular prosthesis of the type expandable from a first insertion diameter to a second implantation diameter is provided. Including the steps of Percutaneously inserting the prosthesis and advancing it beyond the lumen to the treatment site See Expanding the prosthesis to a second diameter at the treatment site; Providing the second diameter prosthesis with a wall thickness of about 0.005 inches at the leading edge Including the step of A method for minimizing blood turbulence at the tip of an implanted tubular prosthesis. 19. A method for manufacturing a tubular prosthesis, Providing a flexible sheet of a biologically compatible material The seat has a spring bias feature, Winding the sheet about a longitudinal axis to create a multilayer tube; Exposing the multilayer tube to a heat source to change the spring bias characteristics of the seat including, A method for manufacturing a tubular prosthesis. 20. An intraluminal stent that can be implanted in a body vessel lumen, A tubular body, the tubular body having a sidewall and first and second ends of the tubular body. An inner lumen of an axial length extending between said tubular body and said expanded body Biologically forming the side wall and inner lumen when placed in a vessel lumen in a condition It is formed from a sheet of a compliant material, wherein the sheet is an expanded sheet. Providing said first and second overlap layers when in a tensioned roll state Having a sheet length and a sheet width corresponding to the axial length, Formed on first and second portions of the sheet displaced from each other along the sheet length First and second perforated regions, wherein the first perforated region is oriented in a first direction. A first plurality of elongated perforations extending parallel to each other, wherein the second perforations are A second plurality of elongated perforations extending parallel to each other in a second direction different from the first direction Has, The sheet is wrapped around the tubular body having at least two layers in the vessel lumen In this case, the first and second perforated areas substantially overlap each other, and the position of the long perforated hole is located. Providing an opening in the side wall through the mating portion, An intraluminal stent that can be implanted in the body vessel lumen. 21. A side wall and an inner axial length lumen extending between the first end and the second end. Endoluminal stent that can be implanted in a body vessel lumen of a type that includes a tubular body The tubular body is formed from a sheet of biologically compatible material, The sheet is wound into a plurality of layers to form the sidewall and the inner lumen, A sheet length that provides the plurality of overlapping layers when wound in the sheet length direction And having a sheet width corresponding to the axial length, Defining first and second rows extending substantially across the sheet width and along the sheet length; Including means for In the first row, first and second portions formed on first and second portions of the sheet. And a second perforated area is displaced from each other along the sheet length, and The first perforated regions are parallel to each other in a first direction of the first row. A plurality of elongated perforations, wherein the second perforated region of the first row is a first row A second plurality of elongated perforations extending parallel to each other in a second direction of In the second row, the first and second portions formed on the first and second portions of the sheet. And a second perforated area is provided with respect to the first and second perforated areas of the first row. Displaced from one another in parallel along the sheet length, the first perforated area of the second row The region comprises a first plurality of elongated ridges extending parallel to each other in a first direction of the second row. Having a hole, wherein the second perforated region of the second row is in a second direction of the second row. A second plurality of elongated perforations extending parallel to each other, The first and second rows of the first row when the sheet is wound on the tubular body. The perforation areas substantially overlap each other, and the Providing an opening through the wall, When the sheet is wound on the tubular body, the first and second rows of the second row The perforation areas substantially overlap each other, and the Providing an opening through the wall, Intraluminal stent. 22. Introduced into the site of the broken internal blood vessel, An intraluminal stent that is implanted to crosslink to A side wall and an axially-long inner lumen extending longitudinally between the first and second ends; Tubular body, said tubular body comprising a sheet of biologically compatible material. Formed from a plurality of overlapping layers and wrapped in a plurality of overlapping layers to form a tubular body side wall and an inner lumen. Wherein the sheet has a sheet width corresponding to the tubular body axial length and an expanded winding state. Having a sheet length that provides a plurality of overlapping layers at A plurality of perforated regions formed in the sheet and spaced along the sheet length; The perforated areas are approximately equal to each other when the sheet is wound into multiple layers in an expanded winding state. Overlapping, perforated areas occupy approximately equal areas of the sheet, Each perforation area extends in parallel to each other at a predetermined perforation angle with respect to the sheet length And the perforation angle of the long perforations in each perforation area is Unlike the perforation angle of the long perforations in other perforation areas along the plate length, An expanded section having a generally corresponding plurality of sheet layers forming a tubular body and side walls. When the sheet is wound in a rolled state, the perforated areas substantially overlap each other and form a tubular book. Providing holes that extend through the body side wall, the long perforations in the perforated areas of each layer Aligned to facilitate the formation of neointimal growth in the tubular body lumen between adjacent holes , Intraluminal stent. 23. An intravascular graft delivery catheter, comprising: An elongated flexible tubular body, A self-expanding graft support removably positioned within the tubular body; An elongate flexible tubular implant secured to the support and extending proximally along the tubular body; Including, Intravascular graft delivery catheter. 24. A transport system in the bypass, An elongate flexible tubular body having a side wall and proximal and distal ends; A support cavity for the tubular body, wherein the cavity is at an end of a distal end of the tubular body. Through both the opening and the side opening of the side wall of the tubular body, A first self-expanding support for a support cavity, said support extending into the side opening. Has a free end Including a tubular graft mounted on the free end, Transportation system in the bypass. 25. An elongated flexible tubular implant, Flexible tubular implant having a proximal end, a distal end and a central lumen extending therebetween Including the body, A distal self-expanding graft support positioned within the distal end of the graft; A proximal self-expanding graft support positioned within the proximal end of the graft; At least one intermediate located in the implant between the distal support and the proximal support Including a self-expanding support, Elongated flexible tubular implant. 26. A graft implantation method, Carrying cassette having an implant and at least first and second self-expanding tubular supports Providing a tel, Advancing the distal end of the implant to a site in a body lumen; Deploying the first support to secure the distal end of the implant to the site; Withdrawing the catheter proximally within the implant; Deploying the second support to secure the proximal end of the implant to the site; Graft implantation method. 27. A method of deploying a plurality of supports in a blood vessel, Elongated flexible tubular support carrier catheter having a support lumen with multiple supports Providing a file, Positioning the catheter at a site within a body lumen, Deploying a first set of at least one support to a site, Moving the catheter axially within the site, Deploying a second set of at least one support into the site. Supporting method. 28. A method of providing an intermediate support along the entire length of a vascular graft, comprising: Providing a support delivery catheter having a plurality of self-expanding supports. See Locating a support delivery catheter within the distal portion of the vascular graft , Administering a first support within the distal portion of the vascular graft; Withdrawing the catheter proximally, At least in the implant proximally and axially spaced from the first support; Administering the second and third self-expanding supports. A method for providing an intermediate support. 29. A method of introducing a plurality of self-expanding stents into a lumen, Stent lumen and stent lumen extending axially at least over a distal portion Having an axially movable stent deployment row located within at least a proximal portion of the Providing an elongated flexible tubular deployment catheter, Advancing the catheter across the lumen through the blood vessel to the treatment site , Withdrawing the catheter axially proximal to the deployment row, and placing a first stent in the lumen Including the step of expanding Repositioning the catheter, Withdrawing the catheter axially proximally relative to the deployment row to at least a second stainless steel Deploying the implant into the lumen, How to introduce a self-expanding stent. 30. A stent delivery catheter, Elongated flexible having a proximal end, a distal end, and a central lumen extending axially therebetween. Comprising a sex tubular body, A lumen includes at least two self-expanding tubular stents, wherein the stent is Expandable from a first reduced diameter to a second expanded diameter upon release from the catheter; An elongated flexible deployment actuator that extends to the catheter, Deploy a tubular stent, Stent delivery catheter.